JP6041350B2 - Ultrasonic diagnostic apparatus, image processing apparatus, and image processing method - Google Patents

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Description

本発明の実施形態は、超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理方法に関する。   Embodiments described herein relate generally to an ultrasonic diagnostic apparatus, an image processing apparatus, and an image processing method.

超音波診断装置は、生体内の情報を示す超音波画像を、非侵襲的に生成して略リアルタイムで表示可能な装置である。心疾患の診断では、超音波診断装置を用いた心エコー検査により、例えば、心壁の運動情報を定量的に評価することが行なわれている。   An ultrasonic diagnostic apparatus is an apparatus that can generate an ultrasonic image showing in-vivo information non-invasively and display it in substantially real time. In diagnosis of heart disease, for example, heart wall motion information is quantitatively evaluated by echocardiography using an ultrasonic diagnostic apparatus.

心疾患の診断に用いられる重要な指標値として、左室拡張末期圧(EDP:End Diastolic Pressure)がある。EDPは、心臓の拡張能(具体的には、左心室の硬さ)を反映した指標値であり、心疾患の診断及び治療において重要な診断指標となる。例えば、EDPが高い心臓は、予後が悪いことが知られている。しかし、EDPを正確に測定するためには、観血的な心臓カテーテル検査が必要となり、侵襲的な手技である心臓カテーテル検査は、日常の臨床では用いられない。   An important index value used for diagnosis of heart disease is left ventricular end diastolic pressure (EDP). EDP is an index value reflecting the dilatability of the heart (specifically, the stiffness of the left ventricle), and is an important diagnostic index in the diagnosis and treatment of heart disease. For example, a heart with a high EDP is known to have a poor prognosis. However, in order to accurately measure EDP, open cardiac catheterization is required, and cardiac catheterization, which is an invasive procedure, is not used in daily clinical practice.

日常の臨床では、EDPを推定できる指標値として、非侵襲的な心エコー検査法により計測可能な「E/e’」が用いられている。「E/e’」は、左室充満圧及びEDPに相関する指標値として広く知られており、パルス波(PW:Pulsed Wave)ドプラ法を用いて計測することができる。「E」は、左室流入血流速度を心時相に沿ってプロットした波形における拡張早期(early diastole)の波高(E波の波高)に対応する。例えば、「E」の計測は、僧帽弁口にレンジゲートを設定して血流PWドプラ波形を収集することで行なわれる。また、「e’」は、僧帽弁輪部速度を心時相に沿ってプロットした波形における拡張早期の波高に対応する。例えば、「e’」の計測は、僧帽弁輪部にレンジゲートを設定して組織PWドプラ波形を収集することで行なわれる。「E/e’」は、「E」と「e’」との比として算出される。   In daily clinical practice, “E / e ′” that can be measured by noninvasive echocardiography is used as an index value that can estimate EDP. “E / e ′” is widely known as an index value correlated with left ventricular filling pressure and EDP, and can be measured using a pulsed wave (PW) Doppler method. “E” corresponds to the early diastole wave height (wave height of the E wave) in the waveform in which the left ventricular inflow blood flow velocity is plotted along the cardiac phase. For example, measurement of “E” is performed by setting a range gate at the mitral valve mouth and collecting a blood flow PW Doppler waveform. Further, “e ′” corresponds to the wave height of the early diastole in the waveform in which the mitral valve annulus velocity is plotted along the cardiac phase. For example, “e ′” is measured by setting a range gate at the mitral valve annulus and collecting a tissue PW Doppler waveform. “E / e ′” is calculated as a ratio of “E” and “e ′”.

「E/e’」を算出するためには、左室流入血流速度及び僧帽弁輪部速度を双方計測する必要ある。従来、「E」と「e’」とは、別々の心拍で計測されていた。しかし、別々の心拍で計測された「E」と「e’」とから算出された「E/e’」は、精度が低い場合がある。そこで、近年、PWによるドプラ走査を時分割で行なうことで2つの部位のドプラ波形を同時に収集可能な技術を用いて、同一心拍での「E」及び「e’」を同時に計測することも行なわれている。しかし、「E/e’」は、必ずしも、左室拡張末期圧を正確に反映した指標値とならない場合があった。   In order to calculate “E / e ′”, it is necessary to measure both the left ventricular inflow blood velocity and the mitral annulus velocity. Conventionally, “E” and “e ′” are measured with separate heartbeats. However, the accuracy of “E / e ′” calculated from “E” and “e ′” measured at different heartbeats may be low. Therefore, in recent years, “E” and “e ′” at the same heart rate are simultaneously measured using a technique capable of collecting Doppler waveforms at two sites simultaneously by performing Doppler scanning by PW in a time-sharing manner. It is. However, “E / e ′” may not always be an index value that accurately reflects the left ventricular end-diastolic pressure.

特開2009−39429号公報JP 2009-39429 A

本発明が解決しようとする課題は、左室拡張末期圧を正確に反映した指標値を算出することができる超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理方法を提供することである。   The problem to be solved by the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus, an image processing apparatus, and an image processing method capable of calculating an index value that accurately reflects left ventricular end-diastolic pressure.

実施形態の超音波診断装置は、画像取得部と、容積情報算出部と、壁運動情報算出部と、時間変化率算出部と、極値検出部と、指標値算出部とを備える。画像取得部は、少なくとも左心室を含む心臓を1心拍以上の期間で超音波走査することで生成された超音波画像データ群を取得する。容積情報算出部は、前記超音波画像データ群から、前記左心室の第1関心領域における容積情報の時系列データを算出する。壁運動情報算出部は、前記超音波画像データ群から、前記左心室の第2関心領域における壁運動情報の時系列データを算出する。時間変化率算出部は、前記容積情報の時系列データから容積情報の時間変化率の時系列データである第1時系列データを算出し、前記壁運動情報の時系列データから壁運動情報の時間変化率の時系列データである第2時系列データを算出する。極値検出部は、前記第1時系列データの拡張早期における極値を第1極値として検出し、前記第2時系列データの拡張早期における極値を第2極値として検出する。指標値算出部は、前記第1極値と前記第2極値とを用いて指標値を算出する。   The ultrasonic diagnostic apparatus according to the embodiment includes an image acquisition unit, a volume information calculation unit, a wall motion information calculation unit, a time change rate calculation unit, an extreme value detection unit, and an index value calculation unit. The image acquisition unit acquires an ultrasonic image data group generated by performing ultrasonic scanning of a heart including at least the left ventricle in a period of one heartbeat or more. The volume information calculation unit calculates time-series data of volume information in the first region of interest of the left ventricle from the ultrasound image data group. The wall motion information calculation unit calculates time series data of wall motion information in the second region of interest of the left ventricle from the ultrasound image data group. The time change rate calculation unit calculates first time series data that is time series data of time change rate of volume information from the time series data of volume information, and calculates time of wall motion information from the time series data of wall motion information. Second time-series data that is time-series data of the change rate is calculated. The extreme value detection unit detects an extreme value in the early extension of the first time series data as a first extreme value, and detects an extreme value in the early extension of the second time series data as a second extreme value. The index value calculation unit calculates an index value using the first extreme value and the second extreme value.

図1は、第1の実施形態に係る超音波診断装置の構成例を示すブロック図である。FIG. 1 is a block diagram illustrating a configuration example of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment. 図2は、第1の実施形態に係る画像処理部の構成例を示すブロック図である。FIG. 2 is a block diagram illustrating a configuration example of the image processing unit according to the first embodiment. 図3は、第1の実施形態に係る画像取得部を説明するための図である。FIG. 3 is a diagram for explaining the image acquisition unit according to the first embodiment. 図4は、3次元スペックルトラッキングの一例を説明するための図である。FIG. 4 is a diagram for explaining an example of three-dimensional speckle tracking. 図5は、第1の実施形態に係る極値検出部を説明するための図(1)である。FIG. 5 is a diagram (1) for explaining the extreme value detection unit according to the first embodiment. 図6は、第1の実施形態に係る極値検出部を説明するための図(2)である。FIG. 6 is a diagram (2) for explaining the extreme value detection unit according to the first embodiment. 図7は、第1の実施形態に係る画像処理解析を適用した実験例を示す図である。FIG. 7 is a diagram illustrating an experimental example in which the image processing analysis according to the first embodiment is applied. 図8は、第1の実施形態に係る超音波診断装置の処理の一例を説明するためのフローチャートである。FIG. 8 is a flowchart for explaining an example of processing of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment. 図9は、第1の実施形態に係る第1の変形例を説明するための図である。FIG. 9 is a diagram for explaining a first modification according to the first embodiment. 図10は、第1の実施形態に係る第2の変形例を説明するための図である。FIG. 10 is a diagram for explaining a second modification according to the first embodiment. 図11は、第2の実施形態に係る画像取得部を説明するための図である。FIG. 11 is a diagram for explaining an image acquisition unit according to the second embodiment. 図12は、2次元スペックルトラッキングの一例を説明するための図である。FIG. 12 is a diagram for explaining an example of two-dimensional speckle tracking. 図13は、第2の実施形態に係る容積情報算出部を説明するための図である。FIG. 13 is a diagram for explaining a volume information calculation unit according to the second embodiment. 図14は、第2の実施形態に係る超音波診断装置の処理の一例を説明するためのフローチャートである。FIG. 14 is a flowchart for explaining an example of processing of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment. 図15Aは、第3の実施形態に係る画像取得部を説明するための図(1)である。FIG. 15A is a diagram (1) for explaining the image acquisition unit according to the third embodiment. 図15Bは、第3の実施形態に係る画像取得部を説明するための図(2)である。FIG. 15B is a diagram (2) for explaining the image acquisition unit according to the third embodiment. 図16Aは、第3の実施形態に係る容積情報算出部を説明するための図(1)である。FIG. 16A is a diagram (1) for explaining the volume information calculation unit according to the third embodiment. 図16Bは、第3の実施形態に係る容積情報算出部を説明するための図(2)である。FIG. 16B is a diagram (2) for explaining the volume information calculation unit according to the third embodiment. 図17は、第3の実施形態に係る超音波診断装置の処理の一例を説明するためのフローチャートである。FIG. 17 is a flowchart for explaining an example of processing of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the third embodiment.

以下、添付図面を参照して、超音波診断装置の実施形態を詳細に説明する。   Hereinafter, embodiments of an ultrasonic diagnostic apparatus will be described in detail with reference to the accompanying drawings.

(第1の実施形態)
まず、第1の実施形態に係る超音波診断装置の構成について説明する。図1は、第1の実施形態に係る超音波診断装置の構成例を示すブロック図である。図1に例示するように、第1の実施形態に係る超音波診断装置は、超音波プローブ1と、モニタ2と、入力装置3と、心電計4と、装置本体10とを有する。
(First embodiment)
First, the configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment will be described. FIG. 1 is a block diagram illustrating a configuration example of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment. As illustrated in FIG. 1, the ultrasound diagnostic apparatus according to the first embodiment includes an ultrasound probe 1, a monitor 2, an input device 3, an electrocardiograph 4, and a device body 10.

超音波プローブ1は、複数の圧電振動子を有し、これら複数の圧電振動子は、後述する装置本体10が有する送受信部11から供給される駆動信号に基づき超音波を発生する。また、超音波プローブ1は、被検体Pからの反射波を受信して電気信号に変換する。また、超音波プローブ1は、圧電振動子に設けられる整合層と、圧電振動子から後方への超音波の伝播を防止するバッキング材等を有する。なお、超音波プローブ1は、装置本体10と着脱自在に接続される。   The ultrasonic probe 1 includes a plurality of piezoelectric vibrators, and the plurality of piezoelectric vibrators generate ultrasonic waves based on a drive signal supplied from a transmission / reception unit 11 included in the apparatus main body 10 described later. The ultrasonic probe 1 receives a reflected wave from the subject P and converts it into an electrical signal. The ultrasonic probe 1 includes a matching layer provided in the piezoelectric vibrator, a backing material that prevents propagation of ultrasonic waves from the piezoelectric vibrator to the rear, and the like. The ultrasonic probe 1 is detachably connected to the apparatus main body 10.

超音波プローブ1から被検体Pに超音波が送信されると、送信された超音波は、被検体Pの体内組織における音響インピーダンスの不連続面で次々と反射され、反射波信号として超音波プローブ1が有する複数の圧電振動子にて受信される。受信される反射波信号の振幅は、超音波が反射される不連続面における音響インピーダンスの差に依存する。なお、送信された超音波パルスが、移動している血流や心臓壁等の表面で反射された場合の反射波信号は、ドプラ効果により、移動体の超音波送信方向に対する速度成分に依存して、周波数偏移を受ける。   When ultrasonic waves are transmitted from the ultrasonic probe 1 to the subject P, the transmitted ultrasonic waves are reflected one after another at the discontinuous surface of the acoustic impedance in the body tissue of the subject P, and the ultrasonic probe is used as a reflected wave signal. 1 is received by a plurality of piezoelectric vibrators. The amplitude of the received reflected wave signal depends on the difference in acoustic impedance at the discontinuous surface where the ultrasonic wave is reflected. Note that the reflected wave signal when the transmitted ultrasonic pulse is reflected by the moving blood flow or the surface of the heart wall depends on the velocity component of the moving object in the ultrasonic transmission direction due to the Doppler effect. And undergoes a frequency shift.

ここで、第1の実施形態に係る超音波プローブ1は、超音波により被検体Pを2次元で走査するとともに、被検体Pを3次元で走査することが可能な超音波プローブである。具体的には、本実施形態に係る超音波プローブ1は、一列に配置された複数の圧電振動子により、被検体Pを2次元で走査するとともに、複数の圧電振動子を所定の角度(揺動角度)で揺動させることで、被検体Pを3次元で走査するメカニカル4Dプローブである。或いは、第1の実施形態に係る超音波プローブ1は、複数の圧電振動子がマトリックス状に配置されることで、被検体Pを3次元で超音波走査することが可能な2Dアレイプローブである。なお、2Dアレイプローブは、超音波を集束して送信することで、被検体Pを2次元で走査することも可能である。   Here, the ultrasound probe 1 according to the first embodiment is an ultrasound probe capable of scanning the subject P in two dimensions with ultrasound and scanning the subject P in three dimensions. Specifically, the ultrasonic probe 1 according to the present embodiment scans the subject P two-dimensionally with a plurality of piezoelectric vibrators arranged in a line and moves the plurality of piezoelectric vibrators to a predetermined angle (swing). It is a mechanical 4D probe that scans the subject P three-dimensionally by swinging at a moving angle. Alternatively, the ultrasonic probe 1 according to the first embodiment is a 2D array probe capable of ultrasonically scanning the subject P in three dimensions by arranging a plurality of piezoelectric vibrators in a matrix. . The 2D array probe can also scan the subject P in two dimensions by focusing and transmitting ultrasonic waves.

入力装置3は、マウス、キーボード、ボタン、パネルスイッチ、タッチコマンドスクリーン、フットスイッチ、トラックボール、ジョイスティック等を有し、超音波診断装置の操作者からの各種設定要求を受け付け、装置本体10に対して受け付けた各種設定要求を転送する。なお、第1の実施形態に係る入力装置3が操作者から受け付ける設定情報については、後に詳述する。   The input device 3 includes a mouse, a keyboard, a button, a panel switch, a touch command screen, a foot switch, a trackball, a joystick, etc., receives various setting requests from an operator of the ultrasonic diagnostic apparatus, The various setting requests received are transferred. The setting information received from the operator by the input device 3 according to the first embodiment will be described in detail later.

モニタ2は、超音波診断装置の操作者が入力装置3を用いて各種設定要求を入力するためのGUI(Graphical User Interface)を表示したり、装置本体10において生成された超音波画像等を表示したりする。   The monitor 2 displays a GUI (Graphical User Interface) for an operator of the ultrasonic diagnostic apparatus to input various setting requests using the input device 3, and displays an ultrasonic image generated in the apparatus main body 10. To do.

心電計4は、3次元走査される被検体Pの生体信号として、被検体Pの心電波形(ECG: Electrocardiogram)を取得する。心電計4は、取得した心電波形を装置本体10に送信する。   The electrocardiograph 4 acquires an electrocardiogram (ECG) of the subject P as a biological signal of the subject P that is three-dimensionally scanned. The electrocardiograph 4 transmits the acquired electrocardiogram waveform to the apparatus main body 10.

装置本体10は、超音波プローブ1が受信した反射波信号に基づいて超音波画像データを生成する装置である。図1に示す装置本体10は、超音波プローブ1が受信した2次元の反射波データに基づいて2次元の超音波画像データを生成可能な装置である。また、図1に示す装置本体10は、超音波プローブ1が受信した3次元の反射波データに基づいて3次元の超音波画像データを生成可能な装置である。以下、3次元の超音波画像データを「ボリュームデータ」と記載する場合がある。   The apparatus main body 10 is an apparatus that generates ultrasonic image data based on a reflected wave signal received by the ultrasonic probe 1. The apparatus main body 10 shown in FIG. 1 is an apparatus that can generate two-dimensional ultrasonic image data based on two-dimensional reflected wave data received by the ultrasonic probe 1. The apparatus main body 10 shown in FIG. 1 is an apparatus that can generate three-dimensional ultrasonic image data based on three-dimensional reflected wave data received by the ultrasonic probe 1. Hereinafter, the three-dimensional ultrasound image data may be referred to as “volume data”.

装置本体10は、図1に示すように、送受信部11と、Bモード処理部12と、ドプラ処理部13と、画像生成部14と、画像メモリ15と、内部記憶部16と、画像処理部17と、制御部18とを有する。   As shown in FIG. 1, the apparatus body 10 includes a transmission / reception unit 11, a B-mode processing unit 12, a Doppler processing unit 13, an image generation unit 14, an image memory 15, an internal storage unit 16, and an image processing unit. 17 and a control unit 18.

送受信部11は、パルス発生器、送信遅延部、パルサ等を有し、超音波プローブ1に駆動信号を供給する。パルス発生器は、所定のレート周波数で、送信超音波を形成するためのレートパルスを繰り返し発生する。また、送信遅延部は、超音波プローブ1から発生される超音波をビーム状に集束し、かつ送信指向性を決定するために必要な圧電振動子ごとの遅延時間を、パルス発生器が発生する各レートパルスに対し与える。また、パルサは、レートパルスに基づくタイミングで、超音波プローブ1に駆動信号(駆動パルス)を印加する。すなわち、送信遅延部は、各レートパルスに対し与える遅延時間を変化させることで、圧電振動子面から送信される超音波の送信方向を任意に調整する。   The transmission / reception unit 11 includes a pulse generator, a transmission delay unit, a pulser, and the like, and supplies a drive signal to the ultrasonic probe 1. The pulse generator repeatedly generates rate pulses for forming transmission ultrasonic waves at a predetermined rate frequency. The transmission delay unit generates a delay time for each piezoelectric vibrator necessary for focusing the ultrasonic wave generated from the ultrasonic probe 1 into a beam and determining transmission directivity. Give for each rate pulse. The pulser applies a drive signal (drive pulse) to the ultrasonic probe 1 at a timing based on the rate pulse. That is, the transmission delay unit arbitrarily adjusts the transmission direction of the ultrasonic wave transmitted from the piezoelectric vibrator surface by changing the delay time given to each rate pulse.

なお、送受信部11は、後述する制御部18の指示に基づいて、所定のスキャンシーケンスを実行するために、送信周波数、送信駆動電圧等を瞬時に変更可能な機能を有している。特に、送信駆動電圧の変更は、瞬間にその値を切り替え可能なリニアアンプ型の発信回路、又は、複数の電源ユニットを電気的に切り替える機構によって実現される。   The transmission / reception unit 11 has a function capable of instantaneously changing a transmission frequency, a transmission drive voltage, and the like in order to execute a predetermined scan sequence based on an instruction from the control unit 18 described later. In particular, the change of the transmission drive voltage is realized by a linear amplifier type transmission circuit capable of instantaneously switching the value or a mechanism for electrically switching a plurality of power supply units.

また、送受信部11は、プリアンプ、A/D(Analog/Digital)変換器、受信遅延部、加算器等を有し、超音波プローブ1が受信した反射波信号に対して各種処理を行って反射波データを生成する。プリアンプは、反射波信号をチャネル毎に増幅する。A/D変換器は、増幅された反射波信号をA/D変換する。受信遅延部は、受信指向性を決定するために必要な遅延時間を与える。加算器は、受信遅延部によって処理された反射波信号の加算処理を行なって反射波データを生成する。加算器の加算処理により、反射波信号の受信指向性に応じた方向からの反射成分が強調され、受信指向性と送信指向性とにより超音波送受信の総合的なビームが形成される。   The transmission / reception unit 11 includes a preamplifier, an A / D (Analog / Digital) converter, a reception delay unit, an adder, and the like, and performs various processing on the reflected wave signal received by the ultrasonic probe 1 to reflect Generate wave data. The preamplifier amplifies the reflected wave signal for each channel. The A / D converter A / D converts the amplified reflected wave signal. The reception delay unit gives a delay time necessary for determining the reception directivity. The adder performs an addition process on the reflected wave signal processed by the reception delay unit to generate reflected wave data. By the addition processing of the adder, the reflection component from the direction corresponding to the reception directivity of the reflected wave signal is emphasized, and a comprehensive beam for ultrasonic transmission / reception is formed by the reception directivity and the transmission directivity.

送受信部11は、被検体Pを2次元走査する場合、超音波プローブ1から2次元の超音波ビームを送信させる。そして、送受信部11は、超音波プローブ1が受信した2次元の反射波信号から2次元の反射波データを生成する。また、送受信部11は、被検体Pを3次元走査する場合、超音波プローブ1から3次元の超音波ビームを送信させる。そして、送受信部11は、超音波プローブ1が受信した3次元の反射波信号から3次元の反射波データを生成する。   The transmitter / receiver 11 transmits a two-dimensional ultrasonic beam from the ultrasonic probe 1 when the subject P is two-dimensionally scanned. Then, the transmission / reception unit 11 generates two-dimensional reflected wave data from the two-dimensional reflected wave signal received by the ultrasonic probe 1. In addition, when the subject P is three-dimensionally scanned, the transmission / reception unit 11 transmits a three-dimensional ultrasonic beam from the ultrasonic probe 1. Then, the transmission / reception unit 11 generates three-dimensional reflected wave data from the three-dimensional reflected wave signal received by the ultrasonic probe 1.

なお、送受信部11からの出力信号の形態は、RF(Radio Frequency)信号と呼ばれる位相情報が含まれる信号である場合や、包絡線検波処理後の振幅情報である場合等、種々の形態が選択可能である。   The form of the output signal from the transmission / reception unit 11 can be selected from various forms such as a signal including phase information called an RF (Radio Frequency) signal or amplitude information after envelope detection processing. Is possible.

Bモード処理部12は、送受信部11から反射波データを受信し、対数増幅、包絡線検波処理等を行なって、信号強度が輝度の明るさで表現されるデータ(Bモードデータ)を生成する。   The B-mode processing unit 12 receives the reflected wave data from the transmission / reception unit 11, performs logarithmic amplification, envelope detection processing, and the like, and generates data (B-mode data) in which the signal intensity is expressed by brightness. .

ドプラ処理部13は、送受信部11から受信した反射波データから速度情報を周波数解析し、ドプラ効果による血流や組織、造影剤エコー成分を抽出し、速度、分散、パワー等の移動体情報を多点について抽出したデータ(ドプラデータ)を生成する。   The Doppler processing unit 13 performs frequency analysis on velocity information from the reflected wave data received from the transmission / reception unit 11, extracts blood flow, tissue, and contrast agent echo components due to the Doppler effect, and obtains moving body information such as velocity, dispersion, and power. Data extracted for multiple points (Doppler data) is generated.

なお、第1の実施形態に係るBモード処理部12及びドプラ処理部13は、2次元の反射波データ及び3次元の反射波データの両方について処理可能である。すなわち、Bモード処理部12は、2次元の反射波データから2次元のBモードデータを生成し、3次元の反射波データから3次元のBモードデータを生成する。また、ドプラ処理部13は、2次元の反射波データから2次元のドプラデータを生成し、3次元の反射波データから3次元のドプラデータを生成する。   Note that the B-mode processing unit 12 and the Doppler processing unit 13 according to the first embodiment can process both two-dimensional reflected wave data and three-dimensional reflected wave data. That is, the B-mode processing unit 12 generates two-dimensional B-mode data from the two-dimensional reflected wave data, and generates three-dimensional B-mode data from the three-dimensional reflected wave data. The Doppler processing unit 13 generates two-dimensional Doppler data from the two-dimensional reflected wave data, and generates three-dimensional Doppler data from the three-dimensional reflected wave data.

画像生成部14は、Bモード処理部12及びドプラ処理部13が生成したデータから超音波画像データを生成する。すなわち、画像生成部14は、Bモード処理部12が生成した2次元のBモードデータから反射波の強度を輝度で表した2次元Bモード画像データを生成する。また、画像生成部14は、ドプラ処理部13が生成した2次元のドプラデータから移動体情報を表す2次元ドプラ画像データを生成する。2次元ドプラ画像データは、速度画像、分散画像、パワー画像、又は、これらを組み合わせた画像である。また、画像生成部14は、ドプラ処理部13が生成したドプラデータから、血流や組織の速度情報を時系列に沿ってプロットしたドプラ波形を生成することも可能である。   The image generation unit 14 generates ultrasonic image data from the data generated by the B mode processing unit 12 and the Doppler processing unit 13. That is, the image generation unit 14 generates two-dimensional B-mode image data in which the intensity of the reflected wave is expressed by luminance from the two-dimensional B-mode data generated by the B-mode processing unit 12. Further, the image generation unit 14 generates two-dimensional Doppler image data representing moving body information from the two-dimensional Doppler data generated by the Doppler processing unit 13. The two-dimensional Doppler image data is a velocity image, a dispersion image, a power image, or an image obtained by combining these. Further, the image generation unit 14 can also generate a Doppler waveform in which blood flow and tissue velocity information is plotted in time series from the Doppler data generated by the Doppler processing unit 13.

ここで、画像生成部14は、一般的には、超音波走査の走査線信号列を、テレビ等に代表されるビデオフォーマットの走査線信号列に変換(スキャンコンバート)し、表示用の超音波画像データを生成する。具体的には、画像生成部14は、超音波プローブ1による超音波の走査形態に応じて座標変換を行なうことで、表示用の超音波画像データを生成する。また、画像生成部14は、スキャンコンバート以外に種々の画像処理として、例えば、スキャンコンバート後の複数の画像フレームを用いて、輝度の平均値画像を再生成する画像処理(平滑化処理)や、画像内で微分フィルタを用いる画像処理(エッジ強調処理)等を行なう。また、画像生成部14は、超音波画像データに、種々のパラメータの文字情報、目盛り、ボディーマーク等を合成する。   Here, the image generation unit 14 generally converts (scan converts) a scanning line signal sequence of ultrasonic scanning into a scanning line signal sequence of a video format represented by a television or the like, and displays ultrasonic waves for display. Generate image data. Specifically, the image generation unit 14 generates ultrasonic image data for display by performing coordinate conversion in accordance with the ultrasonic scanning mode of the ultrasonic probe 1. In addition to the scan conversion, the image generation unit 14 performs various image processing, such as image processing (smoothing processing) for regenerating an average luminance image using a plurality of image frames after scan conversion, Image processing (edge enhancement processing) using a differential filter is performed in the image. In addition, the image generation unit 14 synthesizes character information, scales, body marks, and the like of various parameters with the ultrasound image data.

すなわち、Bモードデータ及びドプラデータは、スキャンコンバート処理前の超音波画像データであり、画像生成部14が生成するデータは、スキャンコンバート処理後の表示用の超音波画像データである。なお、Bモードデータ及びドプラデータは、生データ(Raw Data)とも呼ばれる。   That is, the B-mode data and Doppler data are ultrasonic image data before the scan conversion process, and the data generated by the image generation unit 14 is display ultrasonic image data after the scan conversion process. The B-mode data and the Doppler data are also called raw data (Raw Data).

更に、画像生成部14は、Bモード処理部12が生成した3次元のBモードデータに対して座標変換を行なうことで、3次元Bモード画像データを生成する。また、画像生成部14は、ドプラ処理部13が生成した3次元のドプラデータに対して座標変換を行なうことで、3次元ドプラ画像データを生成する。すなわち、画像生成部14は、「3次元のBモード画像データや3次元ドプラ画像データ」を「3次元超音波画像データ(ボリュームデータ)」として生成する。   Further, the image generation unit 14 generates three-dimensional B-mode image data by performing coordinate conversion on the three-dimensional B-mode data generated by the B-mode processing unit 12. Further, the image generation unit 14 generates three-dimensional Doppler image data by performing coordinate conversion on the three-dimensional Doppler data generated by the Doppler processing unit 13. In other words, the image generation unit 14 generates “three-dimensional B-mode image data or three-dimensional Doppler image data” as “three-dimensional ultrasound image data (volume data)”.

更に、画像生成部14は、ボリュームデータをモニタ2にて表示するための各種の2次元画像データを生成するために、ボリュームデータに対してレンダリング処理を行なう。画像生成部14が行なうレンダリング処理としては、断面再構成法(MPR:Multi Planer Reconstruction)を行なってボリュームデータからMPR画像データを生成する処理がある。また、画像生成部14が行なうレンダリング処理としては、ボリュームデータに対して「Curved MPR」を行なう処理や、ボリュームデータに対して「Maximum Intensity Projection」を行なう処理がある。また、画像生成部14が行なうレンダリング処理としては、3次元の情報を反映した2次元画像データを生成するボリュームレンダリング(VR:Volume Rendering)処理がある。   Further, the image generation unit 14 performs a rendering process on the volume data in order to generate various two-dimensional image data for displaying the volume data on the monitor 2. The rendering process performed by the image generation unit 14 includes a process of generating MPR image data from volume data by performing a cross-section reconstruction method (MPR: Multi Planer Reconstruction). The rendering processing performed by the image generation unit 14 includes processing for performing “Curved MPR” on volume data and processing for performing “Maximum Intensity Projection” on volume data. The rendering processing performed by the image generation unit 14 includes volume rendering (VR) processing that generates two-dimensional image data reflecting three-dimensional information.

画像メモリ15は、画像生成部14が生成した表示用の画像データを記憶するメモリである。また、画像メモリ15は、Bモード処理部12やドプラ処理部13が生成したデータを記憶することも可能である。画像メモリ15が記憶するBモードデータやドプラデータは、例えば、診断の後に操作者が呼び出すことが可能となっており、画像生成部14を経由して表示用の超音波画像データとなる。なお、画像生成部14は、ボリュームデータと当該ボリュームデータを生成するために行なわれた超音波走査の時間とを、心電計4から送信された心電波形に対応付けて画像メモリ15に格納する。後述する画像処理部17や制御部18は、画像メモリ15に格納されたデータを参照することで、ボリュームデータを生成するために行なわれた超音波走査時の心時相を取得することができる。   The image memory 15 is a memory for storing image data for display generated by the image generation unit 14. The image memory 15 can also store data generated by the B-mode processing unit 12 and the Doppler processing unit 13. The B-mode data and Doppler data stored in the image memory 15 can be called by an operator after diagnosis, for example, and become ultrasonic image data for display via the image generation unit 14. The image generation unit 14 stores the volume data and the time of the ultrasonic scanning performed for generating the volume data in the image memory 15 in association with the electrocardiogram waveform transmitted from the electrocardiograph 4. To do. The image processing unit 17 and the control unit 18, which will be described later, can acquire a cardiac time phase at the time of ultrasonic scanning performed to generate volume data by referring to data stored in the image memory 15. .

内部記憶部16は、超音波送受信、画像処理及び表示処理を行なうための制御プログラムや、診断情報(例えば、患者ID、医師の所見等)や、診断プロトコルや各種ボディーマーク等の各種データを記憶する。また、内部記憶部16は、必要に応じて、画像メモリ15が記憶する画像データの保管等にも使用される。また、内部記憶部16が記憶するデータは、図示しないインターフェースを経由して、外部装置へ転送することができる。なお、外部装置は、例えば、画像診断を行なう医師が使用するPC(Personal Computer)や、CDやDVD等の記憶媒体、プリンター等である。   The internal storage unit 16 stores a control program for performing ultrasonic transmission / reception, image processing and display processing, diagnostic information (for example, patient ID, doctor's findings, etc.), various data such as a diagnostic protocol and various body marks. To do. The internal storage unit 16 is also used for storing image data stored in the image memory 15 as necessary. Data stored in the internal storage unit 16 can be transferred to an external device via an interface (not shown). The external device is, for example, a PC (Personal Computer) used by a doctor who performs image diagnosis, a storage medium such as a CD or a DVD, a printer, or the like.

画像処理部17は、コンピュータ支援診断(Computer-Aided Diagnosis:CAD)を行なうために、装置本体10に設置される。画像処理部17は、画像メモリ15に格納された超音波画像データを取得して、診断支援のための画像処理を行なう。そして、画像処理部17は、画像処理結果を、画像メモリ15や内部記憶部16に格納する。なお、画像処理部17が行なう処理については、後に詳述する。   The image processing unit 17 is installed in the apparatus main body 10 in order to perform computer-aided diagnosis (CAD). The image processing unit 17 acquires ultrasonic image data stored in the image memory 15 and performs image processing for diagnosis support. Then, the image processing unit 17 stores the image processing result in the image memory 15 or the internal storage unit 16. The processing performed by the image processing unit 17 will be described in detail later.

制御部18は、超音波診断装置の処理全体を制御する。具体的には、制御部18は、入力装置3を介して操作者から入力された各種設定要求や、内部記憶部16から読込んだ各種制御プログラム及び各種データに基づき、送受信部11、Bモード処理部12、ドプラ処理部13、画像生成部14及び画像処理部17の処理を制御する。また、制御部18は、画像メモリ15や内部記憶部16が記憶する表示用の超音波画像データをモニタ2にて表示するように制御する。また、制御部18は、画像処理部17の処理結果をモニタ2に表示するように制御したり、外部装置に出力したりするように制御する。   The control unit 18 controls the entire processing of the ultrasonic diagnostic apparatus. Specifically, the control unit 18 is based on various setting requests input from the operator via the input device 3 and various control programs and various data read from the internal storage unit 16. Controls the processing of the processing unit 12, Doppler processing unit 13, image generation unit 14, and image processing unit 17. Further, the control unit 18 controls the monitor 2 to display the ultrasonic image data for display stored in the image memory 15 and the internal storage unit 16. Further, the control unit 18 performs control so that the processing result of the image processing unit 17 is displayed on the monitor 2 or is output to an external device.

以上、第1の実施形態に係る超音波診断装置の全体構成について説明した。かかる構成のもと、第1の実施形態に係る超音波診断装置は、左室拡張末期圧に相関する指標値として用いられている「E/e’」に代わる指標値を算出する。   The overall configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment has been described above. With this configuration, the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment calculates an index value instead of “E / e ′” that is used as an index value correlated with the left ventricular end-diastolic pressure.

上述したように、EDPに相関する指標値として従来用いられている「E/e’」を算出するためには、左室流入血流速度及び僧帽弁輪部速度を双方計測する必要ある。従来、「E」と「e’」とは、別々の心拍で計測されていた。或いは、「E/e’」の精度を高めるために、2つの部位のドプラ波形を同時に収集可能な技術を用いて、同一心拍での「E」及び「e’」を同時に計測することも行なわれていた。ここで、僧帽弁輪部速度は、1箇所、又は、2箇所(通常、四腔断面での中隔側と側壁側との2箇所)で測定されている。僧帽弁輪部速度を正確に測定するためには、僧帽弁輪部速度の測定が、複数の断面それぞれで複数の部位において行なわれることが望ましい。   As described above, in order to calculate “E / e ′” that is conventionally used as an index value correlated with EDP, it is necessary to measure both the left ventricular inflow blood velocity and the mitral valve annulus velocity. Conventionally, “E” and “e ′” are measured with separate heartbeats. Alternatively, in order to increase the accuracy of “E / e ′”, “E” and “e ′” at the same heart rate are simultaneously measured using a technique capable of collecting Doppler waveforms at two sites simultaneously. It was. Here, the mitral valve annulus velocity is measured at one location or at two locations (usually, two locations on the septal side and the side wall side in the four-chamber cross section). In order to accurately measure the mitral annulus velocity, it is desirable that the mitral annulus velocity is measured at a plurality of sites in each of a plurality of cross sections.

しかし、「E」と「e’」とを同時に収集する場合、「e’」が測定できる箇所は1箇所であり、複数箇所の「e’」を求めるためには、やはり、別々の心拍で計測する必要があり、検査時間が長くなる。また、「E」と「e’」とを別々の心拍で計測する場合には、「e’」を2以上の複数箇所で測定することができるが、測定部位を増やすと、検査時間が長くなってしまう。   However, when collecting “E” and “e ′” at the same time, there is only one place where “e ′” can be measured. It is necessary to measure and inspection time becomes long. In addition, when “E” and “e ′” are measured with different heartbeats, “e ′” can be measured at two or more locations. However, if the number of measurement sites is increased, the examination time becomes longer. turn into.

また、「E/e’」を用いた左室拡張能の診断では、「E/e’」が「8」未満であれば拡張能が正常であり、「E/e’」が「15」を超えると拡張能が異常であるとされている。しかし、正常異常の判断基準となるカットオフの値は、必ずしも「15」とならない場合があり、一般的には「8〜22」と広い範囲の値が用いられていた。「8〜22」とカットオフのオーバーラップが大きくなる要因は、以下の2つの要因に大別される。   In the diagnosis of left ventricular diastolic ability using “E / e ′”, if “E / e ′” is less than “8”, diastolic ability is normal, and “E / e ′” is “15”. It is said that the ability to expand is abnormal. However, the cut-off value that is a criterion for normality / abnormality may not always be “15”, and generally a wide range of values from “8 to 22” has been used. The factors that increase the overlap between “8-22” and the cut-off are roughly divided into the following two factors.

第1の要因は、ドプラ法により行なわれる「E」及び「e’」の計測結果に、ドプラ角度に依存する誤差が含まれることである。特に、組織ドプラ法により計測される「e’」の場合、弁輪の運動方向が走査線方向に一致しないと、計測結果の誤差が大きくなる。例えば、左心室が球形状になる拡張型心筋症(DCM:Dilated Cardiomyopathy)では、弁輪の運動方向が走査線方向に一致せず、「e’」の誤差が大きくなる場合がある。これに対しては、近年、2次元のスペックルトラッキング(2D Speckle Tracking、以下「2DT」)を用いて、拡張早期における、長軸(Longitudinal)方向の全体的な歪み率(strain rate)のピーク値を「e’」に対応する値として用いて、「E/e’」に対応する指標値を得ることも行なわれている。スペックルトラッキング法では、動きの検出にドプラ法を用いないので、ドプラ角度依存性の問題は無くなる。しかし、前記の方法では、同一心拍での「E」及び「e’」を同時に計測することができない。   The first factor is that the measurement result of “E” and “e ′” performed by the Doppler method includes an error depending on the Doppler angle. In particular, in the case of “e ′” measured by the tissue Doppler method, if the movement direction of the valve annulus does not coincide with the scanning line direction, an error in the measurement result increases. For example, in dilated cardiomyopathy (DCM) in which the left ventricle has a spherical shape, the movement direction of the annulus does not coincide with the scanning line direction, and the error of “e ′” may increase. In response to this, in recent years, the peak of the overall strain rate in the longitudinal direction at the early stage of expansion using 2D Speckle Tracking (hereinafter referred to as “2DT”). An index value corresponding to “E / e ′” is obtained by using the value as a value corresponding to “e ′”. In the speckle tracking method, since the Doppler method is not used for motion detection, the problem of Doppler angle dependency is eliminated. However, the above method cannot simultaneously measure “E” and “e ′” at the same heart rate.

第2の要因は、「E」が心壁の全体的(global)な指標であるのに対し、前述したように、「e’」が、弁輪の円周方向における局所的な一部分の指標であることである。   The second factor is that “E” is a global index of the heart wall, whereas “e ′” is a local partial index in the circumferential direction of the annulus, as described above. It is to be.

このように、「E/e’」は、必ずしも、左室拡張末期圧を正確に反映した指標値とならない場合があった。そこで、第1の実施形態に係る超音波診断装置は、以下に説明する画像処理部17の機能により、左室拡張末期圧を正確に反映した指標値を算出する。   Thus, “E / e ′” may not always be an index value that accurately reflects the left ventricular end-diastolic pressure. Therefore, the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment calculates an index value that accurately reflects the left ventricular end-diastolic pressure by the function of the image processing unit 17 described below.

図2は、第1の実施形態に係る画像処理部の構成例を示すブロック図である。図2に例示するように、第1の実施形態に係る画像処理部17は、画像取得部17aと、容積情報算出部17bと、壁運動情報算出部17cと、時間変化率算出部17dと、極値検出部17eと、指標値算出部17fとを有する。   FIG. 2 is a block diagram illustrating a configuration example of the image processing unit according to the first embodiment. As illustrated in FIG. 2, the image processing unit 17 according to the first embodiment includes an image acquisition unit 17a, a volume information calculation unit 17b, a wall motion information calculation unit 17c, a time change rate calculation unit 17d, It has an extreme value detection unit 17e and an index value calculation unit 17f.

第1の実施形態では、まず、3次元走査可能な超音波プローブ1を用いて、操作者は、被検体Pの心臓の左心系を、例えば、心尖部アプローチにより1心拍以上の期間で3次元走査する。これにより、画像生成部14は、1心拍以上の期間の時系列に沿った複数の3次元超音波画像データを生成し、画像メモリ15に格納する。画像メモリ15に格納された複数の3次元超音波画像データは、少なくとも左心室を含む心臓を1心拍以上の期間で超音波走査することで生成された3次元超音波画像データ群である。なお、第1の実施形態に係る3次元超音波画像データは、3次元Bモード画像データである。   In the first embodiment, first, using the ultrasonic probe 1 capable of three-dimensional scanning, the operator can perform the operation on the left heart system of the heart of the subject P in a period of one heartbeat or more by, for example, the apex approach. Dimension scan. Thereby, the image generation unit 14 generates a plurality of three-dimensional ultrasound image data along a time series of a period of one heartbeat or more, and stores the generated data in the image memory 15. The plurality of three-dimensional ultrasound image data stored in the image memory 15 is a group of three-dimensional ultrasound image data generated by ultrasonically scanning a heart including at least the left ventricle in a period of one heartbeat or more. Note that the 3D ultrasound image data according to the first embodiment is 3D B-mode image data.

そして、画像取得部17aは、少なくとも左心室を含む心臓を1心拍以上の期間で超音波走査することで生成された3次元超音波画像データ群を取得する。図3は、第1の実施形態に係る画像取得部を説明するための図である。画像取得部17aは、図3に例示するように、1心拍以上の時系列に沿った複数の3次元超音波画像データを取得する。各3次元超音波画像データには、被検体Pの左心室が含まれている。   And the image acquisition part 17a acquires the three-dimensional ultrasonic image data group produced | generated by ultrasonically scanning the heart including at least the left ventricle in the period of 1 heartbeat or more. FIG. 3 is a diagram for explaining the image acquisition unit according to the first embodiment. As illustrated in FIG. 3, the image acquisition unit 17 a acquires a plurality of three-dimensional ultrasound image data along a time series of one or more heartbeats. Each three-dimensional ultrasound image data includes the left ventricle of the subject P.

そして、容積情報算出部17bは、3次元超音波画像データ群から、左心室の第1関心領域における容積情報の時系列データを算出する。また、壁運動情報算出部17cは、同一の3次元超音波画像データ群から、左心室の第2関心領域における壁運動情報の時系列データを算出する。   Then, the volume information calculation unit 17b calculates time-series data of volume information in the first region of interest in the left ventricle from the three-dimensional ultrasound image data group. Further, the wall motion information calculation unit 17c calculates time-series data of wall motion information in the second region of interest of the left ventricle from the same three-dimensional ultrasound image data group.

具体的には、容積情報算出部17bは、画像データ間のパターンマッチングを含む処理により第1関心領域の位置を追跡した結果を用いて、容積情報の算出処理を行なう。また、壁運動情報算出部17cは、画像データ間のパターンマッチングを含む処理により第2関心領域の位置を追跡した結果を用いて、壁運動情報の算出処理を行なう。   Specifically, the volume information calculation unit 17b performs a volume information calculation process using a result of tracking the position of the first region of interest by a process including pattern matching between image data. The wall motion information calculation unit 17c performs wall motion information calculation processing using the result of tracking the position of the second region of interest by processing including pattern matching between image data.

より具体的には、容積情報算出部17b及び壁運動情報算出部17cは、3次元心エコー法で得られた3次元動画像データに対して3次元スペックルトラッキング(3D Speckle Tracking、以下「3DT」)を行なった結果を用いて、第1関心領域における容積情報及び第2関心領域における壁運動情報を算出する。スペックルトラッキング法は、パターンマッチング処理と共に、例えば、オプティカルフロー法や種々の時空間補間処理を併用することで、正確な動きを推定する方法である。また、スペックルトラッキング法には、パターンマッチング処理を行なわずに、動きを推定する方法もある。以下では、3DT処理が容積情報算出部17bにより行なわれる場合について説明する。ただし、第1の実施形態は、3DT処理が、画像取得部17aや壁運動情報算出部17cにより行なわれる場合であっても、画像処理部17以外の処理部(例えば制御部18)により行なわれる場合であっても良い。   More specifically, the volume information calculation unit 17b and the wall motion information calculation unit 17c perform three-dimensional speckle tracking (hereinafter referred to as “3DT speckle tracking”) for three-dimensional moving image data obtained by the three-dimensional echocardiography. ”) Is used to calculate volume information in the first region of interest and wall motion information in the second region of interest. The speckle tracking method is a method for estimating an accurate motion by using, for example, an optical flow method and various spatiotemporal interpolation processes together with a pattern matching process. In addition, the speckle tracking method includes a method for estimating motion without performing pattern matching processing. Below, the case where 3DT processing is performed by the volume information calculation part 17b is demonstrated. However, in the first embodiment, even when the 3DT processing is performed by the image acquisition unit 17a or the wall motion information calculation unit 17c, the processing unit (for example, the control unit 18) other than the image processing unit 17 performs the 3DT processing. It may be the case.

図4は、3次元スペックルトラッキングの一例を説明するための図である。例えば、入力装置3は、操作者から、3次元超音波画像データ群の第1フレーム(第1ボリューム)の表示要求を受け付ける。表示要求が転送された制御部18は、第1フレームの3次元超音波画像データを画像メモリ15から読み出して、モニタ2に表示させる。例えば、制御部18は、第1フレームの3次元超音波画像データを複数方向の断面にて切断した複数のMPR画像データを画像生成部14に生成させ、モニタ2に表示させる。   FIG. 4 is a diagram for explaining an example of three-dimensional speckle tracking. For example, the input device 3 receives a display request for the first frame (first volume) of the three-dimensional ultrasound image data group from the operator. The control unit 18 to which the display request has been transferred reads out the three-dimensional ultrasonic image data of the first frame from the image memory 15 and displays it on the monitor 2. For example, the control unit 18 causes the image generation unit 14 to generate a plurality of MPR image data obtained by cutting the first frame of the three-dimensional ultrasound image data at cross sections in a plurality of directions, and causes the monitor 2 to display the data.

そして、操作者は、モニタに表示された複数のMPR画像データを参照して、3DTを行なう追跡点を複数設定する。一例を挙げると、操作者は、各MPR画像データにおいて、左室内膜や心筋外膜の位置をトレースする。容積情報算出部17bは、トレースされた内膜面や外膜面から3次元的な境界面を再構成する。そして、容積情報算出部17bは、図4に例示するように、第1フレームの内膜面に対して複数の矩形で構成されるメッシュを設定し、各矩形の頂点を追跡点として設定する。また、図示しないが、容積情報算出部17bは、第1フレームの外膜面に対しても複数の矩形で構成されるメッシュを設定し、各矩形の頂点を追跡点として設定する。ここで、容積情報算出部17bは、内膜面の各追跡点と外膜面の各追跡点とをペアとして設定する。そして、容積情報算出部17bは、第1フレームで設定された複数の追跡点それぞれに対して、テンプレートデータを設定する。テンプレートデータは、追跡点を中心とする複数のボクセルから構成される。   Then, the operator refers to the plurality of MPR image data displayed on the monitor and sets a plurality of tracking points for performing 3DT. As an example, the operator traces the positions of the left ventricular membrane and myocardial epicardium in each MPR image data. The volume information calculation unit 17b reconstructs a three-dimensional boundary surface from the traced inner membrane surface and outer membrane surface. Then, as illustrated in FIG. 4, the volume information calculation unit 17 b sets a mesh composed of a plurality of rectangles with respect to the intimal surface of the first frame, and sets the vertices of each rectangle as tracking points. Although not shown, the volume information calculation unit 17b sets a mesh composed of a plurality of rectangles also on the outer membrane surface of the first frame, and sets the vertices of each rectangle as tracking points. Here, the volume information calculation unit 17b sets each tracking point on the inner membrane surface and each tracking point on the outer membrane surface as a pair. Then, the volume information calculation unit 17b sets template data for each of the plurality of tracking points set in the first frame. The template data is composed of a plurality of voxels centered on the tracking point.

そして、容積情報算出部17bは、2つのフレーム間でテンプレートデータのスペックルパターンと最も一致する領域を探索することで、テンプレートデータが次のフレームでどの位置に移動したかを追跡する。これにより、容積情報算出部17bは、図4に示すように、第1フレームの各追跡点が、第nフレームのどの位置に移動したかを追跡する。なお、追跡点を設定するためのメッシュは、容積情報算出部17bが第1フレームに含まれる左心室の内膜面や外膜面を検出することで設定する場合であっても良い。   Then, the volume information calculation unit 17b tracks the position where the template data has moved in the next frame by searching an area that most closely matches the speckle pattern of the template data between the two frames. Thereby, as shown in FIG. 4, the volume information calculation unit 17b tracks to which position in the nth frame each tracking point in the first frame has moved. Note that the mesh for setting the tracking point may be set when the volume information calculating unit 17b detects the intima surface or the epicardium surface of the left ventricle included in the first frame.

容積情報算出部17bは、左心室全体(例えば、左心室の内膜及び左心室の外膜)を第1関心領域として、3次元超音波画像データ群に対する3DTを行なう。そして、容積情報算出部17bは、内膜の3DTの結果から、各ボリュームデータで、左心室の内膜面で囲まれる内腔容積(V)を算出する。これにより、容積情報算出部17bは、内腔容積(V)の1心周期以上の期間にわたる時系列データを生成する。また、容積情報算出部17bは、外膜の3DTの結果から、外膜内部の容積を算出する。これにより、容積情報算出部17bは、外膜内部の容積の1心周期以上の期間にわたる時系列データを生成する。なお、後述するが、第1の実施形態では、内腔容積(V)の時間微分が、左室流入血流速度に対応する値として用いられる。   The volume information calculation unit 17b performs 3DT on the three-dimensional ultrasound image data group using the entire left ventricle (for example, the intima of the left ventricle and the epicardium of the left ventricle) as the first region of interest. Then, the volume information calculation unit 17b calculates a lumen volume (V) surrounded by the intimal surface of the left ventricle with each volume data from the 3DT result of the intima. Thereby, the volume information calculation part 17b produces | generates the time series data over the period more than one cardiac cycle of lumen volume (V). The volume information calculation unit 17b calculates the volume inside the outer membrane from the 3DT result of the outer membrane. Thereby, the volume information calculation part 17b produces | generates the time series data over the period more than one cardiac cycle of the volume inside an outer membrane. As will be described later, in the first embodiment, the time derivative of the lumen volume (V) is used as a value corresponding to the left ventricular inflow blood flow velocity.

そして、壁運動情報算出部17cは、3次元超音波画像データ群に対する3DTの結果から、壁運動情報の1心周期以上の期間にわたる時系列データを生成する。なお、後述するが、第1の実施形態では、壁運動情報の時間微分が、僧帽弁輪部速度に対応する値として用いられる。以下、3DTの結果から算出される壁運動情報の具体例と、第2関心領域とについて説明する。   Then, the wall motion information calculation unit 17c generates time series data over a period of one cardiac cycle or more of the wall motion information from the 3DT result for the three-dimensional ultrasound image data group. As will be described later, in the first embodiment, time differentiation of wall motion information is used as a value corresponding to the mitral valve annulus velocity. Hereinafter, a specific example of the wall motion information calculated from the 3DT result and the second region of interest will be described.

例えば、壁運動情報算出部17cは、内膜及び外膜の3DTの結果から、壁運動情報として歪み(Strain)を算出する。壁運動情報算出部17cは、長軸(Longitudinal)方向の歪み(LS)や、円周(Circumferential)方向の歪み(CS)、壁厚(Radial)方向の歪み(RS)を算出する。   For example, the wall motion information calculation unit 17c calculates strain as wall motion information from the results of 3DT of the intima and outer membrane. The wall motion information calculation unit 17c calculates strain (LS) in the long axis direction, strain (CS) in the circumferential direction (CS), and strain (RS) in the wall thickness (Radial) direction.

或いは、例えば、壁運動情報算出部17cは、内膜の3DTの結果から、壁運動情報として、左室内膜面の面積変化率(Area Change ratio:AC)を算出する。僧帽弁輪部速度に対応する値という観点からは、壁運動情報は、LSが好適である。また、内腔容積(V)の変化と対応する値という観点からは、壁運動情報はACが好適である。   Alternatively, for example, the wall motion information calculation unit 17c calculates an area change ratio (AC) of the left ventricular membrane surface as wall motion information from the result of 3DT of the intima. From the viewpoint of a value corresponding to the mitral valve annulus velocity, LS is suitable for the wall motion information. From the viewpoint of the value corresponding to the change in the lumen volume (V), AC is preferable as the wall motion information.

或いは、例えば、壁運動情報算出部17cは、内膜又は外膜の3DTの結果から、変位(Displacement)を算出しても良い。変位の時間微分も、僧帽弁輪部速度に対応する値として用いることができる。壁運動情報として変位を用いる場合、壁運動情報算出部17cは、長軸方向の変位(LD)や、壁厚方向の変位(RD)を算出することができる。或いは、壁運動情報算出部17cは、基準時相(例えば、R波)での追跡点の位置に対する、基準位相以外の時相での追跡点の移動距離(Absolute Displacement:AD)を算出しても良い。   Alternatively, for example, the wall motion information calculation unit 17c may calculate a displacement from the result of 3DT of the intima or epicardium. The time derivative of the displacement can also be used as a value corresponding to the mitral annulus velocity. When displacement is used as the wall motion information, the wall motion information calculation unit 17c can calculate displacement in the major axis direction (LD) and displacement in the wall thickness direction (RD). Alternatively, the wall motion information calculation unit 17c calculates the movement distance (Absolute Displacement: AD) of the tracking point in a time phase other than the reference phase with respect to the position of the tracking point in the reference time phase (for example, R wave). Also good.

「歪み、面積変化率及び変位」は、スペックルトラッキング技術を用いて得られる壁運動情報であり、心筋の動きを追跡可能であることから、局所領域での定義が可能となる。特に、「歪み及び面積変化率」は、心臓全体の動きである「translation」の影響を除外した局所心筋の伸縮情報が得られる点が、「変位」に対する利点として知られている。   “Distortion, area change rate, and displacement” is wall motion information obtained by using speckle tracking technology, and since the movement of the myocardium can be tracked, it can be defined in a local region. In particular, the “distortion and area change rate” is known as an advantage over “displacement” in that the expansion and contraction information of the local myocardium excluding the influence of “translation” which is the movement of the entire heart is obtained.

ここで、壁運動情報算出部17cは、第2関心領域における壁運動情報として左心室全体の壁運動情報(全体的な壁運動情報)を算出する場合であっても、第2関心領域における壁運動情報として左心室の弁輪部位の壁運動情報(局所的な壁運動情報)を算出する場合であっても良い。例えば、壁運動情報算出部17cは、アメリカ心エコー図学会やアメリカ心臓協会が推奨する分割領域を用いて、局所的な壁運動情報を算出する。   Here, even when the wall motion information calculating unit 17c calculates the wall motion information (overall wall motion information) of the entire left ventricle as the wall motion information in the second region of interest, the wall in the second region of interest is calculated. It may be a case where wall motion information (local wall motion information) of the annulus portion of the left ventricle is calculated as motion information. For example, the wall motion information calculation unit 17c calculates local wall motion information using a divided region recommended by the American Echocardiographic Society or the American Heart Association.

第2関心領域が左心室全体である場合、壁運動情報算出部17cは、全ての分割領域の壁運動情報を算出し、算出した全ての壁運動情報を平均することで、左心室全体の壁運動情報を算出する。   When the second region of interest is the entire left ventricle, the wall motion information calculation unit 17c calculates the wall motion information of all the divided regions, and averages all the calculated wall motion information, so that the wall of the entire left ventricle Calculate exercise information.

また、第2関心領域が左心室の弁輪部位(僧帽弁輪部)である場合、壁運動情報算出部17cは、例えば、基部レベルにおける前壁、側壁、後壁、下壁、中隔及び前壁中隔それぞれの壁運動情報を算出し、算出した6つの壁運動情報を平均することで、左心室の弁輪部位の壁運動情報を算出する。   When the second region of interest is the left ventricular annulus (mitral annulus), the wall motion information calculation unit 17c, for example, at the base level, the front wall, the side wall, the rear wall, the lower wall, and the septum Then, the wall motion information of each of the anterior septum and the wall motion information of the left ventricle is calculated by averaging the calculated six wall motion information.

内腔容積(V)の変化と対応する値という観点からは、「中隔の壁運動情報」や「中隔及び側壁の壁運動情報の平均」等のように「弁輪部位における局所的な壁運動情報」を用いるより、「内膜面全体」や「弁輪部位全体」といった全体的な壁運動情報を用いることが好適である。「弁輪部位全体の壁運動情報」は、左心室としては局所的な壁運動情報であるが、弁輪部としては全体的な壁運動情報となる。   From the viewpoint of the value corresponding to the change in the lumen volume (V), “local wall motion information of the septum”, “average of wall motion information of the septum and side walls”, etc. Rather than using “wall motion information”, it is preferable to use overall wall motion information such as “the entire intimal surface” and “the entire annulus portion”. The “wall motion information of the entire annulus region” is local wall motion information for the left ventricle, but is overall wall motion information for the annulus.

例えば、壁運動情報としてLSやCS、RSもしくはRDを用いる場合は、壁運動情報算出部17cは、局所領域での値についての左心室全体の平均値を算出する。或いは、ACを用いる場合は、壁運動情報算出部17cは、局所領域での値についての左心室全体の平均値もしくは内膜面全体での面積変化率を算出する。また、LDやADを用いる場合、壁運動情報算出部17cは、弁輪部位全体の平均値を算出するのが好適である。   For example, when LS, CS, RS, or RD is used as the wall motion information, the wall motion information calculation unit 17c calculates the average value of the entire left ventricle for the values in the local region. Or when using AC, the wall motion information calculation part 17c calculates the average value of the whole left ventricle about the value in a local region, or the area change rate in the whole intimal surface. Moreover, when using LD and AD, it is suitable for the wall motion information calculation part 17c to calculate the average value of the whole annulus part.

なお、壁運動情報として算出される情報の設定は、操作者により入力装置3を介して設定される場合であっても、初期設定されている場合であっても良い。   The information calculated as the wall motion information may be set by the operator via the input device 3 or may be initially set.

そして、図2に例示する時間変化率算出部17dは、容積情報の時系列データから容積情報の時間変化率の時系列データである第1時系列データを算出する。また、図2に例示する時間変化率算出部17dは、壁運動情報の時系列データから壁運動情報の時間変化率の時系列データである第2時系列データを算出する。そして、図2に例示する極値検出部17eは、第1時系列データの拡張早期における極値を第1極値として検出し、第2時系列データの拡張早期における極値を第2極値として検出する。図5及び図6は、第1の実施形態に係る極値検出部を説明するための図である。   Then, the time change rate calculation unit 17d illustrated in FIG. 2 calculates first time series data that is time series data of the time change rate of the volume information from the time series data of the volume information. Further, the time change rate calculation unit 17d illustrated in FIG. 2 calculates second time series data that is time series data of the time change rate of the wall motion information from the time series data of the wall motion information. Then, the extreme value detection unit 17e illustrated in FIG. 2 detects the extreme value in the early expansion of the first time series data as the first extreme value, and the extreme value in the early expansion of the second time series data is the second extreme value. Detect as. 5 and 6 are diagrams for explaining the extreme value detection unit according to the first embodiment.

図5の上図は、容積情報算出部17bが算出した内腔容積(V、単位:mL)の時系列データをプロットしたグラフを破線で示し、壁運動情報算出部17cが算出した左室内膜全体の面積変化率(AC、単位:%)の時系列データをプロットしたグラフを実線で示している。また、図5の下図は、時間変化率算出部17dが第1時系列データとして算出した内腔容積の時間変化率(dV/dt、単位:mL/s)の時系列データをプロットしたグラフを破線で示し、時間変化率算出部17dが第2時系列データとして算出した面積変化率の時間変化率(ACR:AC Rate、単位:1/s)の時系列データをプロットしたグラフを実線で示している。なお、図5では、心電計4から取得したECGも併せて示している。   The upper diagram of FIG. 5 shows a graph plotting time series data of the lumen volume (V, unit: mL) calculated by the volume information calculation unit 17b by a broken line, and the left chamber calculated by the wall motion information calculation unit 17c. A graph in which time series data of the area change rate (AC, unit:%) of the entire film is plotted is shown by a solid line. The lower diagram of FIG. 5 is a graph plotting the time series data of the lumen volume time change rate (dV / dt, unit: mL / s) calculated by the time change rate calculation unit 17d as the first time series data. A solid line represents a graph plotted with time-series data of the time change rate (ACR: AC Rate, unit: 1 / s) of the area change rate calculated by the time change rate calculation unit 17d as the second time-series data by the broken line. ing. In FIG. 5, the ECG acquired from the electrocardiograph 4 is also shown.

図5に例示する場合、極値検出部17eは、拡張早期時相での第1極値として「dV/dt」のピーク値「(dV/dt)e」を検出する。ここで、「e」は、「early diastole」を示す。また、図5に例示する場合、極値検出部17eは、拡張早期時相での第2極値として「ACR」のピーク値「SRe」を検出する。ここで、「e」は、上記と同様に、「early diastole」を示す。また、「SR」は、「strain rate」を示す。ACは、上述したように、壁運動情報の一形態である。   In the case illustrated in FIG. 5, the extreme value detection unit 17 e detects the peak value “(dV / dt) e” of “dV / dt” as the first extreme value in the extended early time phase. Here, “e” indicates “early diastole”. In the case illustrated in FIG. 5, the extreme value detection unit 17 e detects the peak value “SRe” of “ACR” as the second extreme value in the extended early time phase. Here, “e” indicates “early diastole” as described above. “SR” indicates “strain rate”. As described above, AC is a form of wall motion information.

極値検出部17eは、拡張早期のピーク値を検出するため、まず、時系列データにおける収縮末期(end systole:ES)を決定する。ESの決定方法は、被検体Pの大動脈弁が閉鎖する時間(AVC)を、左室流出血流計測での駆出期間として予め計測しておき、計測結果を参照する方法が知られている。或いは、ESの決定方法は、心音図を用いて第II音の時間を計測する方法が知られている。第1の実施形態では、これらの方法を用いる場合であっても良いが、これらの方法は、ESの決定用に、別途計測が必要となる。   The extreme value detection unit 17e first determines an end systole (ES) in the time series data in order to detect a peak value in the early diastole. As a method for determining ES, a method is known in which the time (AVC) during which the aortic valve of the subject P is closed is measured in advance as the ejection period in the left ventricular outflow blood flow measurement, and the measurement result is referred to. . Alternatively, as a method for determining ES, a method of measuring the time of the second sound using a heart sound diagram is known. In the first embodiment, these methods may be used, but these methods require separate measurement for determining the ES.

そこで、第1の実施形態に係る極値検出部17eは、計測を行なわずにESを簡便に決定するために、以下の推定処理を行なう。極値検出部17eは、第1極値を検出する際に、容積情報が最小となる時相を用いて第1時系列データにおける拡張早期の時相を推定する。   Therefore, the extreme value detection unit 17e according to the first embodiment performs the following estimation process in order to easily determine ES without performing measurement. When detecting the first extreme value, the extreme value detection unit 17e estimates the time phase of the early expansion in the first time series data using the time phase in which the volume information is minimized.

例えば、極値検出部17eは、図5の上図に例示するように、内腔容積の時系列データをプロットしたグラフで「V」が最小となる時相を「ES」として検出する。そして、極値検出部17eは、「ES」として検出した時相から拡張末期(end diastole:ED)までを探索期間として、「dV/dt」の極大値の候補を探索する。この探索期間には、左室拡張に伴う拡張早期のE波と、心房収縮に伴う拡張後期のA波との2つの極大値が候補として出現する。   For example, as illustrated in the upper diagram of FIG. 5, the extreme value detection unit 17e detects a time phase in which “V” is minimum in the graph plotting the time series data of the lumen volume as “ES”. Then, the extreme value detection unit 17e searches for a candidate for the maximum value of “dV / dt” using the time period detected as “ES” to the end diastole (ED) as a search period. In this search period, two maximum values of an early diastole E wave accompanying left ventricular dilatation and a late diastole A wave accompanying atrial contraction appear as candidates.

極値検出部17eは、2つの極大値のうち、「ES」として検出した時相に近い極大値を「(dV/dt)e」として検出する。図5の下図に例示する場合では、極値検出部17eは、時間「t1」の「dV/dt」を「(dV/dt)e」として検出する。   The extreme value detection unit 17e detects, as “(dV / dt) e”, a local maximum value close to the time phase detected as “ES” out of the two maximum values. In the case illustrated in the lower part of FIG. 5, the extreme value detection unit 17e detects “dV / dt” at time “t1” as “(dV / dt) e”.

そして、極値検出部17eは、第2極値を検出する際に、第1極値が検出された時相を用いて第2時系列データにおける拡張早期の時相を推定する。ここで、一般的に、「dV/dt」がピークとなる時間と、「SR」がピークとなる時間とは、必ずしも、一致しない。このため、極値検出部17eは、第1極値が検出された時相に最も近い時相でピークとなる壁運動情報の時間変化率を第2極値として検出する。図5の下図に例示する場合では、極値検出部17eは、時間「t1」に最も近い時間でピークとなる時間「t2」の「ACR」を「SRe」として検出する。   Then, when detecting the second extreme value, the extreme value detection unit 17e estimates the time phase of the early expansion in the second time series data using the time phase at which the first extreme value is detected. Here, in general, the time when “dV / dt” peaks and the time when “SR” peaks do not necessarily match. For this reason, the extreme value detection unit 17e detects, as the second extreme value, the temporal change rate of the wall motion information that peaks at the time phase closest to the time phase at which the first extreme value is detected. In the case illustrated in the lower diagram of FIG. 5, the extreme value detection unit 17e detects “ACR” at time “t2” that peaks at the time closest to time “t1” as “SRe”.

なお、壁運動情報が「RS」や「変位」の場合、拡張期での極性は「負」となり、壁運動情報が「RS」及び「変位」以外の情報の場合、拡張期での極性は「正」となる。極値検出部17eは、探索するピーク値の極性に応じて、探索すべきピーク値の正負を選択する。   When the wall motion information is “RS” or “displacement”, the polarity in the diastole is “negative”, and when the wall motion information is information other than “RS” and “displacement”, the polarity in the diastole is “Positive”. The extreme value detection unit 17e selects whether the peak value to be searched is positive or negative according to the polarity of the peak value to be searched.

また、心筋虚血では、PSS(post systolic shortening)と呼ばれる特異な収縮が発生することが知られている。PSSが起こると、拡張早期に複数の「SR」のピークが出現する可能性がある。そこで、極値検出部17eは、第1極値が検出された時相を含む所定時間範囲内で最大のピーク値となる「SR」を「SRe」として検出しても良い。図6に示す一例では、極値検出部17eは、「(dV/dt)e」が検出された時間「t1」に対して、時間範囲『「t1−dT」〜「t1+dT」』を設定する。そして、図6に例示するように、極値検出部17eは、『「t1−dT」〜「t1+dT」』内で、「SR」が最大となる時間「t2」の「SR」を「SRe」として検出する。   In myocardial ischemia, it is known that specific contraction called PSS (post systolic shortening) occurs. When PSS occurs, multiple “SR” peaks may appear early in the expansion. Therefore, the extreme value detection unit 17e may detect “SR” that is the maximum peak value within a predetermined time range including the time phase at which the first extreme value is detected as “SRe”. In the example illustrated in FIG. 6, the extreme value detection unit 17 e sets a time range ““ t1−dT ”to“ t1 + dT ”” for the time “t1” when “(dV / dt) e” is detected. . Then, as illustrated in FIG. 6, the extremum detection unit 17e sets “SRe” as “SRe” for the time “t2” in which “SR” is maximum in “t1−dT” to “t1 + dT”. Detect as.

図2に戻って、指標値算出部17fは、第1極値と第2極値とを用いて指標値を算出する。例えば、指標値算出部17fは、「(dV/dt)e」と「SRe」との比「(dV/dt)e/SRe」を指標値として算出する。すなわち、第1の実施形態では、「(dV/dt)e」を「E」として用い、「SRe」を「e’」として用いる。そして、第1の実施形態では、「E/e’」の代わりに、「(dV/dt)e/SRe」をEDPに対応する指標値として算出する。なお、指標値「(dV/dt)e/SRe」は、制御部18の制御により、モニタ2に表示されたり、外部装置に出力されたりする。   Returning to FIG. 2, the index value calculation unit 17f calculates an index value using the first extreme value and the second extreme value. For example, the index value calculation unit 17f calculates a ratio “(dV / dt) e / SRe” between “(dV / dt) e” and “SRe” as an index value. That is, in the first embodiment, “(dV / dt) e” is used as “E”, and “SRe” is used as “e ′”. In the first embodiment, instead of “E / e ′”, “(dV / dt) e / SRe” is calculated as an index value corresponding to EDP. The index value “(dV / dt) e / SRe” is displayed on the monitor 2 or output to an external device under the control of the control unit 18.

ここで、容積情報算出部17bは、更に、容積情報の時系列データから、左室駆出率(Ejection Fraction:EF)を算出しても良い。EFは、左室拡張末期容積及び左室収縮末期容積により定義される値である。従って、容積情報算出部17bは、容積情報の時系列データから、左室拡張末期容積及び左室収縮末期容積を取得して、EFを算出することができる。   Here, the volume information calculation unit 17b may further calculate a left ventricular ejection fraction (EF) from time-series data of volume information. EF is a value defined by left ventricular end-diastolic volume and left ventricular end-systolic volume. Therefore, the volume information calculation unit 17b can calculate the EF by acquiring the left ventricular end-diastolic volume and the left ventricular end-systolic volume from the time-series data of the volume information.

また、容積情報算出部17bは、更に、容積情報の時系列データから、心筋重量を算出しても良い。上述したように、第1関心領域として、容積情報算出部17bは、内膜面とともに外膜面の3DTを行っており、外膜面で囲まれる容積の1心周期以上の期間にわたる時系列データを生成している。容積情報算出部17bは、同一時相の外膜内部の容積から内腔容積を差し引くことで、「心筋容積(mL)」を算出する。そして、容積情報算出部17bは、「心筋容積(mL)」に平均的な心筋密度値(例えば、1.05g/mL)を乗算することで「心筋重量(g)」を算出する。なお、容積情報算出部17bは、更に、「心筋重量(g)」を「体表面積(BSA)(m2)」で規格化することで「Mass−Index(g/m2)」を算出しても良い。 The volume information calculation unit 17b may further calculate the myocardial weight from the time series data of the volume information. As described above, as the first region of interest, the volume information calculation unit 17b performs 3DT of the outer membrane surface together with the inner membrane surface, and time-series data over a period of one cardiac cycle or more of the volume surrounded by the outer membrane surface Is generated. The volume information calculation unit 17b calculates “myocardial volume (mL)” by subtracting the lumen volume from the volume inside the outer membrane of the same time phase. Then, the volume information calculating unit 17b calculates “myocardial weight (g)” by multiplying “myocardial volume (mL)” by an average myocardial density value (for example, 1.05 g / mL). The volume information calculation unit 17b further calculates “Mass-Index (g / m 2 )” by normalizing “myocardial weight (g)” with “body surface area (BSA) (m 2 )”. May be.

容積情報算出部17bが算出した左室駆出率や心筋容積、心筋重量、Mass−Index等は、指標値と共に、制御部18の制御により、モニタ2に表示されたり、外部装置に出力されたりする。   The left ventricular ejection fraction, myocardial volume, myocardial weight, Mass-Index, and the like calculated by the volume information calculating unit 17b are displayed on the monitor 2 and output to an external device under the control of the control unit 18 together with the index value. To do.

図7は、第1の実施形態に係る画像処理解析を適用した実験例を示す図である。図7は、上記した解析方法を、実験動物(イヌ)に適用した結果の一例である。図7のグラフの縦軸は、globalな内膜のACの時間微分(ACR)のピーク値をSReとして用いた場合に、上記した方法で算出した「(dV/dt)e/SRe」である。図7では、「(dV/dt)e/SRe」を「dQ/de’」と示している。なお、「dQ/de’」の単位は、「[mL]=[mL/s]/[1/s]」 と体積の次元を有する。また、図7のグラフの横軸は、心臓カテーテルを用いて計測した計測した左房圧(LAP、単位:mmHg)を示す。なお、LAPは、左室充満圧に略一致する。図7に例示するように、本実施形態により算出される指標値がLAPと良好に相関することが、相関係数「R=0.83」により実証されている。 FIG. 7 is a diagram illustrating an experimental example in which the image processing analysis according to the first embodiment is applied. FIG. 7 is an example of a result of applying the above analysis method to an experimental animal (dog). The vertical axis of the graph of FIG. 7 is “(dV / dt) e / SRe” calculated by the above method when the peak value of AC time differentiation (ACR) of the global intima is used as SRe. . In FIG. 7, “(dV / dt) e / SRe” is indicated as “dQ / de ′”. The unit of “dQ / de ′” has a volume dimension of “[mL] = [mL / s] / [1 / s]”. Moreover, the horizontal axis of the graph of FIG. 7 shows the measured left atrial pressure (LAP, unit: mmHg) measured using a cardiac catheter. Note that LAP substantially matches the left ventricular filling pressure. As illustrated in FIG. 7, it is proved by the correlation coefficient “R 2 = 0.83” that the index value calculated according to the present embodiment correlates well with LAP.

次に、図8を用いて、第1の実施形態に係る超音波診断装置の処理について説明する。図8は、第1の実施形態に係る超音波診断装置の処理の一例を説明するためのフローチャートである。   Next, processing of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment will be described with reference to FIG. FIG. 8 is a flowchart for explaining an example of processing of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment.

図8に示すように、第1の実施形態に係る超音波診断装置は、処理対象となる3次元超音波画像データ群が指定され、指標値の算出要求を受け付けたか否かを判定する(ステップS101)。ここで、指標値の算出要求を受け付けない場合(ステップS101否定)、超音波診断装置は、指標値の算出要求を受け付けるまで待機する。   As shown in FIG. 8, the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment determines whether or not a three-dimensional ultrasonic image data group to be processed is specified and an index value calculation request is accepted (step). S101). Here, when an index value calculation request is not received (No in step S101), the ultrasound diagnostic apparatus waits until an index value calculation request is received.

一方、指標値の算出要求を受け付けた場合(ステップS101肯定)、画像取得部17aは、指定された3次元超音波画像データ群を取得する(ステップS102)。そして、容積情報算出部17bは、3次元超音波画像データ群に対して3次元スペックルトラッキング処理を行なう(ステップS103)。   On the other hand, when an index value calculation request is received (Yes at Step S101), the image acquisition unit 17a acquires the designated three-dimensional ultrasound image data group (Step S102). Then, the volume information calculation unit 17b performs a three-dimensional speckle tracking process on the three-dimensional ultrasonic image data group (step S103).

そして、容積情報算出部17bは、内腔容積(V)の時系列データを算出し(ステップS104)、時間変化率算出部17dは、内腔容積(V)の時系列データに対して時間微分による変換を行なうことで、内腔容積の時間変化率(dV/dt)の時系列データ(第1時系列データ)を算出する(ステップS105)。そして、極値検出部17eは、dV/dtの拡張早期におけるピーク値「(dV/dt)e」を第1極値として算出する(ステップS106)。なお、極値検出部17eは、ステップS106において、内腔容積が最小となる時相を用いて第1時系列データにおける拡張早期の時相を推定する。   Then, the volume information calculation unit 17b calculates time series data of the lumen volume (V) (step S104), and the time change rate calculation unit 17d performs time differentiation with respect to the time series data of the lumen volume (V). The time series data (first time series data) of the time change rate (dV / dt) of the lumen volume is calculated by performing the conversion according to (Step S105). Then, the extreme value detection unit 17e calculates the peak value “(dV / dt) e” at the early stage of expansion of dV / dt as the first extreme value (step S106). In addition, in step S106, the extreme value detection unit 17e estimates the time phase of the early expansion in the first time series data using the time phase in which the lumen volume is minimized.

また、ステップS104〜ステップS106の処理と並行して、壁運動情報算出部17cは、壁運動情報(S)の時系列データを算出し(ステップS107)、時間変化率算出部17dは、壁運動情報(S)の時系列データに対して時間微分による変換を行なうことで、壁運動情報の時間変化率(SR)の時系列データ(第2時系列データ)を算出する(ステップS108)。そして、極値検出部17eは、SRの拡張早期におけるピーク値「SRe」を第2極値として算出する(ステップS109)。なお、極値検出部17eは、ステップS106を行なった後、検出した第1極値の時相を用いて、ステップS109の処理を行なう。   In parallel with the processing of steps S104 to S106, the wall motion information calculation unit 17c calculates time series data of the wall motion information (S) (step S107), and the time change rate calculation unit 17d performs the wall motion information. The time series data (second time series data) of the time change rate (SR) of the wall motion information is calculated by performing time differential conversion on the time series data of the information (S) (step S108). Then, the extreme value detection unit 17e calculates the peak value “SRe” in the early expansion of SR as the second extreme value (step S109). It should be noted that the extreme value detection unit 17e performs the process of step S109 after performing step S106, using the detected time phase of the first extreme value.

そして、指標値算出部17fは、指標値「(dV/dt)e/SRe」を算出し(ステップS110)、制御部18の制御により、指標値を出力し(ステップS111)、処理を終了する。   Then, the index value calculation unit 17f calculates the index value “(dV / dt) e / SRe” (step S110), outputs the index value under the control of the control unit 18 (step S111), and ends the process. .

上述したように、第1の実施形態では、ドプラ法ではなく、スペックトラッキング技術を用いて、同一の3次元動画データ(3次元超音波画像データ群)から、同一心拍における容積情報と壁運動情報とを取得する。そして、第1の実施形態では、同一心拍におけるにおける容積情報の時間変化率の時系列データと壁運動情報の時間変化率の時系列データとを取得する。ここで、僧帽弁輪の面積が拡張期に変化しないと仮定すると、「dV/dt」の拡張早期における波高「(dV/dt)e」は、左室流入速度のE波の波高に比例すると考えられる。そこで、第1の実施形態では、容積情報の時間変化率の時系列データのピーク値「(dV/dt)e」を、従来、ドプラ法により求められていた「E」に相当する値として検出する。また、第1の実施形態では、壁運動情報の時間変化率の時系列データのピーク値「SRe」を、従来、ドプラ法により求められていた「e’」に相当する値として検出する。   As described above, in the first embodiment, volume information and wall motion information at the same heartbeat are obtained from the same three-dimensional moving image data (three-dimensional ultrasonic image data group) using the spec tracking technique instead of the Doppler method. And get. In the first embodiment, the time series data of the time change rate of the volume information and the time series data of the time change rate of the wall motion information in the same heartbeat are acquired. Here, assuming that the area of the mitral annulus does not change in the diastole, the wave height “(dV / dt) e” in the early diastole of “dV / dt” is proportional to the wave height of the E wave of the left ventricular inflow velocity. I think that. Therefore, in the first embodiment, the peak value “(dV / dt) e” of the time-series data of the time change rate of the volume information is detected as a value corresponding to “E” conventionally obtained by the Doppler method. To do. In the first embodiment, the peak value “SRe” of the time series data of the time change rate of the wall motion information is detected as a value corresponding to “e ′” conventionally obtained by the Doppler method.

実際の心疾患の患者は、心房細動や期外収縮等の不整脈を高率に合併している。「E/e’」の測定において、かかる不整脈は、「E」及び「e’」の双方の値に影響を及ぼすので、正確に測定するためには両者の同時性が必要となる。   Patients with actual heart disease have a high rate of arrhythmias such as atrial fibrillation and extrasystole. In the measurement of “E / e ′”, the arrhythmia affects both the values of “E” and “e ′”, and therefore, in order to measure accurately, the simultaneity of both is necessary.

第1の実施形態では、「(dV/dt)e」及び「SRe」を同一心拍のデータから得られるため、不整脈が発生した場合でも、「(dV/dt)e/SRe」は、正確にEDPを反映した指標値になると考えられる。すなわち、「(dV/dt)e/SRe」の分母の値及び分子の値は、同時性が担保された値である。   In the first embodiment, since “(dV / dt) e” and “SRe” are obtained from data of the same heart rate, even when an arrhythmia occurs, “(dV / dt) e / SRe” is accurately It is considered that the index value reflects EDP. That is, the denominator value and the numerator value of “(dV / dt) e / SRe” are values in which simultaneity is ensured.

また、上述したように、第1の実施形態では、壁運動情報の取得にドプラ法を用いない。また、第1の実施形態では、左心室全体の情報を一度に得て全体的な壁運動情報(左心室全体の壁運動情報や弁輪部全体の壁運動情報)を得ることが可能である。   Further, as described above, in the first embodiment, the Doppler method is not used for acquiring wall motion information. In the first embodiment, it is possible to obtain information on the entire left ventricle at a time and obtain overall wall motion information (wall motion information on the entire left ventricle and wall motion information on the entire annulus). .

このように、第1の実施形態では、指標値算出に際して、壁運動情報にドプラ角度の依存性に起因する誤差が無い。また、第1の実施形態では、「e’」に対応する値を複数の局所的な壁運動情報から算出できる。また、第1の実施形態では、「E」及び「e’」に対応する2つの値を、同一心拍で算出できる。従って、第1の実施形態では、左室拡張末期圧を正確に反映した指標値を算出することができる。   Thus, in the first embodiment, there is no error due to the dependence of the Doppler angle in the wall motion information when calculating the index value. In the first embodiment, a value corresponding to “e ′” can be calculated from a plurality of pieces of local wall motion information. In the first embodiment, two values corresponding to “E” and “e ′” can be calculated with the same heart rate. Therefore, in the first embodiment, an index value that accurately reflects the left ventricular end-diastolic pressure can be calculated.

なお、第1の実施形態は、以下に説明する2つの変形例により上述した指標値を算出しても良い。以下、図9及び図10を用いて第1の実施形態に係る変形例について説明する。図9は、第1の実施形態に係る第1の変形例を説明するための図であり、図10は、第1の実施形態に係る第2の変形例を説明するための図である。   In the first embodiment, the above-described index value may be calculated by two modified examples described below. Hereinafter, a modification according to the first embodiment will be described with reference to FIGS. 9 and 10. FIG. 9 is a diagram for explaining a first modification according to the first embodiment, and FIG. 10 is a diagram for explaining a second modification according to the first embodiment.

第1の変形例では、容積情報算出部17bは、容積情報の時系列データを、3DTではなく、2DTを用いて算出する。例えば、容積情報算出部17bは、図9に示すように、3次元超音波画像データ(第1フレーム)に対して、長軸方向に直行する複数の断面を設定する。そして、容積情報算出部17bは、図9に示すように、各断面において外膜を形成する閉曲線(M1〜M6・・・)及び内膜を形成する閉曲線(m1〜m6・・・)それぞれに追跡点を設定する。これにより、容積情報算出部17bは、3次元超音波画像データ群に対して、複数断面での2DTを行なう。   In the first modification, the volume information calculation unit 17b calculates time-series data of volume information using 2DT instead of 3DT. For example, as shown in FIG. 9, the volume information calculation unit 17 b sets a plurality of cross sections that are orthogonal to the long axis direction with respect to the three-dimensional ultrasonic image data (first frame). Then, as shown in FIG. 9, the volume information calculation unit 17b includes a closed curve (M1 to M6...) That forms the outer membrane and a closed curve (m1 to m6...) That forms the inner membrane in each cross section. Set the tracking point. Thereby, the volume information calculation unit 17b performs 2DT on a plurality of cross sections on the three-dimensional ultrasonic image data group.

そして、容積情報算出部17bは、複数断面での2DT処理の結果を空間的に補間して合成することで、3DT処理の結果に相当するデータを取得する。容積情報算出部17bは、取得したデータを用いて、内腔容積(V)の時系列データを算出する。本変形例では、壁運動情報として、globalなCSを用いるのが好適である。更に、壁運動情報算出部17cは、容積情報算出部17bが2DT処理の結果を空間的に補間して合成したデータを用いて、壁運動情報の時系列データを算出する。かかる変形例でも、左室拡張末期圧を正確に反映した指標値を算出することができる。なお、本変形例における複数断面の方向としては、前述したMPR短軸像の他に、複数のMPR長軸像を用いても良い。   Then, the volume information calculation unit 17b obtains data corresponding to the result of the 3DT process by spatially interpolating and synthesizing the result of the 2DT process in a plurality of cross sections. The volume information calculation unit 17b calculates time series data of the lumen volume (V) using the acquired data. In this modification, it is preferable to use global CS as wall motion information. Further, the wall motion information calculation unit 17c calculates time series data of the wall motion information using data obtained by spatially interpolating and synthesizing the result of the 2DT processing by the volume information calculation unit 17b. Even in this modification, an index value that accurately reflects the left ventricular end-diastolic pressure can be calculated. In addition to the MPR short-axis image described above, a plurality of MPR long-axis images may be used as the directions of the plurality of cross sections in this modification.

また、第2の変形例では、容積情報算出部17bは、容積情報の時系列データを、スペックルトラッキング技術以外の方法により算出する。具体的には、容積情報算出部17bは、第1関心領域としての内腔境界の位置を検出した結果を用いて、容積情報の算出処理を行なう。より具体的には、容積情報算出部17bは、画像輝度分布に関するエッジ検出等の公知の自動輪郭検出技術を用いて、図10に例示するように、左室内膜面の位置を同定する(図中のハッチングされた領域を参照)。これにより、容積情報算出部17bは、内腔容積(V)の時系列データを算出する。なお、自動輪郭検出処理は、容積情報算出部17b以外の処理部が行なっても良い。   In the second modification, the volume information calculation unit 17b calculates time series data of volume information by a method other than the speckle tracking technique. Specifically, the volume information calculation unit 17b performs a volume information calculation process using the result of detecting the position of the lumen boundary as the first region of interest. More specifically, the volume information calculation unit 17b identifies the position of the left ventricular membrane surface as illustrated in FIG. 10 using a known automatic contour detection technique such as edge detection related to the image luminance distribution ( (See the hatched area in the figure). Thereby, the volume information calculation unit 17b calculates time-series data of the lumen volume (V). The automatic contour detection process may be performed by a processing unit other than the volume information calculation unit 17b.

また、第2の変形例では、壁運動情報算出部17cは、第2関心領域としての心筋領域の位置を検出した結果を用いて、壁運動情報の算出処理を行なう。壁運動情報算出部17cは、容積情報算出部17bが行なった自動輪郭検出結果を用いて、壁運動情報を算出する。かかる場合、壁運動情報算出部17cは、SReを検出するための壁運動情報として、左室内膜面の位置情報から内膜面全体のglobalな面積変化率(AC)を算出することが好適である。なお、本変形例で行なわれる処理では、図8に示すステップS102の処理が自動輪郭検出処理に置き換えられる。かかる変形例でも、左室拡張末期圧を正確に反映した指標値を算出することができる。   In the second modification, the wall motion information calculation unit 17c performs wall motion information calculation processing using the result of detecting the position of the myocardial region as the second region of interest. The wall motion information calculation unit 17c calculates the wall motion information using the automatic contour detection result performed by the volume information calculation unit 17b. In such a case, the wall motion information calculation unit 17c preferably calculates the global area change rate (AC) of the entire intima surface from the position information of the left ventricular membrane surface as the wall motion information for detecting SRe. It is. In the process performed in this modification, the process in step S102 shown in FIG. 8 is replaced with an automatic contour detection process. Even in this modification, an index value that accurately reflects the left ventricular end-diastolic pressure can be calculated.

(第2の実施形態)
第2の実施形態では、上述した指標値を、2次元超音波画像データ群を用いて算出する場合について説明する。
(Second Embodiment)
In the second embodiment, a case will be described in which the above-described index value is calculated using a two-dimensional ultrasonic image data group.

なお、第2の実施形態に係る画像処理部17は、図2に例示した第1の実施形態に係る画像処理部17と同様の構成を有する。しかし、第2の実施形態では、画像取得部17a、容積情報算出部17b及び壁運動情報算出部17cの処理対象が、以下、説明するように、2次元超音波画像データ群となる。   Note that the image processing unit 17 according to the second embodiment has the same configuration as the image processing unit 17 according to the first embodiment illustrated in FIG. However, in the second embodiment, the processing targets of the image acquisition unit 17a, the volume information calculation unit 17b, and the wall motion information calculation unit 17c are a two-dimensional ultrasonic image data group as will be described below.

3次元走査を行なって3次元超音波画像データ群の収集を収集する場合のフレームレート(ボリュームレート)は、例えば、1秒間当たり20〜30フレーム程度となり、収集される3次元超音波画像データ群の時間分解能が低くなる。このため、第1極値や第2極値が検出される時相にばらつきが生じたり、第1極値や第2極値が過小評価されたりする場合がある。また、走査線の間隔を広くして、時間分解能向上させることが可能であるが、かかる場合、空間分解能(方位分解能)が、2次元走査に比べて相対的に低下する。   The frame rate (volume rate) when collecting the collection of the three-dimensional ultrasound image data group by performing the three-dimensional scan is, for example, about 20 to 30 frames per second, and the collected three-dimensional ultrasound image data group The time resolution of becomes low. For this reason, variations may occur in the time phase at which the first extreme value or the second extreme value is detected, or the first extreme value or the second extreme value may be underestimated. In addition, it is possible to increase the time resolution by widening the interval between the scanning lines, but in such a case, the spatial resolution (azimuth resolution) is relatively lowered as compared with the two-dimensional scanning.

そこで、第2の実施形態では、まず、操作者は、被検体Pの心臓の左心系の所定断面を、例えば、心尖部アプローチにより1心拍以上の期間で2次元走査する。これにより、画像生成部14は、1心拍以上の期間の時系列に沿った複数の2次元超音波画像データを生成し、画像メモリ15に格納する。画像メモリ15に格納された複数の2次元超音波画像データは、少なくとも左心室を含む心臓の所定断面を1心拍以上の期間で超音波走査することで生成された2次元超音波画像データ群である。なお、第2の実施形態に係る2次元超音波画像データは、2次元Bモード画像データである。また、第2の実施形態は、メカニカル4Dプローブや2Dアレイプローブである超音波プローブ1を用いて、2次元走査を行なう場合であっても良いし、2次元走査専用の超音波プローブ1を用いる場合であっても良い。   Therefore, in the second embodiment, first, the operator performs a two-dimensional scan of a predetermined cross section of the left heart system of the heart of the subject P in a period of one heartbeat or more by, for example, the apex approach. Thereby, the image generation unit 14 generates a plurality of two-dimensional ultrasonic image data along a time series of a period of one heartbeat or more, and stores it in the image memory 15. The plurality of two-dimensional ultrasound image data stored in the image memory 15 is a two-dimensional ultrasound image data group generated by ultrasonically scanning a predetermined cross section of the heart including at least the left ventricle in a period of one heartbeat or more. is there. Note that the two-dimensional ultrasound image data according to the second embodiment is two-dimensional B-mode image data. Further, the second embodiment may be a case where two-dimensional scanning is performed using the ultrasonic probe 1 that is a mechanical 4D probe or a 2D array probe, or the ultrasonic probe 1 dedicated to two-dimensional scanning is used. It may be the case.

そして、第2の実施形態に係る画像取得部17aは、少なくとも左心室を含む心臓の所定断面を1心拍以上の期間で超音波走査することで生成された2次元超音波画像データ群を取得する。ここで、上記の所定断面とは、長軸像を撮影するための断面ある。第2の実施形態においては、長軸像の2次元超音波画像データとして、心尖部四腔像(apical four-chamber view、以下、A4C)や、心尖部二腔像(apical two-chamber view、以下、A2C)、心尖部長軸像(apical long-axis view、以下、A3C)のいずれかを用いる。   Then, the image acquisition unit 17a according to the second embodiment acquires a two-dimensional ultrasonic image data group generated by ultrasonically scanning a predetermined cross section of the heart including at least the left ventricle in a period of one heartbeat or more. . Here, the predetermined cross section is a cross section for taking a long-axis image. In the second embodiment, apical four-chamber view (hereinafter referred to as A4C), apical two-chamber view (apical two-chamber view, Hereinafter, either A2C) or apical long-axis view (hereinafter, A3C) is used.

そして、第2の実施形態に係る 画像取得部17aは、少なくとも左心室を含む心臓の所定断面(A4C面、A3C面、又は、A2C面)を1心拍以上の期間で超音波走査することで生成された2次元超音波画像データ群を取得する。図11は、第2の実施形態に係る画像取得部を説明するための図である。画像取得部17aは、図11に示すように、例えば、1心拍以上の時系列に沿った複数のA4C面の画像データを取得する。   Then, the image acquisition unit 17a according to the second embodiment generates the ultrasound by scanning a predetermined cross section (A4C plane, A3C plane, or A2C plane) of the heart including at least the left ventricle in a period of one heartbeat or more. The obtained two-dimensional ultrasound image data group is acquired. FIG. 11 is a diagram for explaining an image acquisition unit according to the second embodiment. As illustrated in FIG. 11, the image acquisition unit 17 a acquires, for example, a plurality of A4C plane image data along a time series of one or more heartbeats.

そして、第2の実施形態に係る容積情報算出部17bは、2次元超音波画像データ群から、左心室の第1関心領域における容積情報の時系列データを算出する。また、第2の実施形態に係る壁運動情報算出部17cは、2次元超音波画像データ群から、左心室の第2関心領域における壁運動情報の時系列データを算出する。   The volume information calculation unit 17b according to the second embodiment calculates time-series data of volume information in the first region of interest in the left ventricle from the two-dimensional ultrasound image data group. Further, the wall motion information calculation unit 17c according to the second embodiment calculates time series data of wall motion information in the second region of interest of the left ventricle from the two-dimensional ultrasound image data group.

具体的には、第2の実施形態に係る容積情報算出部17bは、2次元超音波画像データ間のパターンマッチングを含む処理により第1関心領域の位置を追跡した結果を用いて、容積情報の算出処理を行なう。また、第2の実施形態に係る壁運動情報算出部17cは、2次元超音波画像データ間のパターンマッチングを含む処理により第2関心領域の位置を追跡した結果を用いて、壁運動情報の算出処理を行なう。   Specifically, the volume information calculation unit 17b according to the second embodiment uses the result of tracking the position of the first region of interest by a process including pattern matching between two-dimensional ultrasound image data, and Perform the calculation process. Further, the wall motion information calculation unit 17c according to the second embodiment calculates the wall motion information using the result of tracking the position of the second region of interest by the process including pattern matching between the two-dimensional ultrasonic image data. Perform processing.

すなわち、第2の実施形態では、2次元スペックルトラッキング処理が行なわれる。なお、以下では、2DT処理が容積情報算出部17bにより行なわれる場合について説明する。ただし、第2の実施形態は、2DT処理が、画像取得部17aや壁運動情報算出部17cにより行なわれる場合であっても、画像処理部17以外の処理部(例えば制御部18)により行なわれる場合であっても良い。   That is, in the second embodiment, a two-dimensional speckle tracking process is performed. Hereinafter, a case where the 2DT process is performed by the volume information calculation unit 17b will be described. However, in the second embodiment, even when the 2DT processing is performed by the image acquisition unit 17a or the wall motion information calculation unit 17c, the processing unit (for example, the control unit 18) other than the image processing unit 17 performs the 2DT processing. It may be the case.

図12は、2次元スペックルトラッキングの一例を説明するための図である。例えば、入力装置3は、操作者から、2次元超音波画像データ群の第1フレームの表示要求を受け付ける。表示要求が転送された制御部18は、第1フレームの2次元超音波画像データを画像メモリ15から読み出して、モニタ2に表示させる。   FIG. 12 is a diagram for explaining an example of two-dimensional speckle tracking. For example, the input device 3 receives a display request for the first frame of the two-dimensional ultrasound image data group from the operator. The control unit 18 to which the display request is transferred reads out the two-dimensional ultrasonic image data of the first frame from the image memory 15 and displays it on the monitor 2.

そして、操作者は、モニタ2に表示された2次元超音波画像データを参照して、2DTを行なう追跡点を複数設定する。一例を挙げると、操作者は、2次元超音波画像データにおいて、左室内膜や心筋外膜の位置をトレースする。容積情報算出部17bは、トレースされた内膜面や外膜面から2次元的な境界面を再構成する。そして、容積情報算出部17bは、図12に例示するように、第1フレームの内膜面及び外膜面それぞれにおいて、ペアとなる複数の追跡点を設定する。容積情報算出部17bは、第1フレームで設定された複数の追跡点それぞれに対して、テンプレートデータを設定する。テンプレートデータは、追跡点を中心とする複数のピクセルから構成される。   Then, the operator refers to the two-dimensional ultrasound image data displayed on the monitor 2 and sets a plurality of tracking points for performing 2DT. For example, the operator traces the positions of the left ventricular membrane and the myocardial epicardium in the two-dimensional ultrasound image data. The volume information calculation unit 17b reconstructs a two-dimensional boundary surface from the traced inner membrane surface and outer membrane surface. Then, as illustrated in FIG. 12, the volume information calculation unit 17b sets a plurality of tracking points to be paired on each of the inner membrane surface and the outer membrane surface of the first frame. The volume information calculation unit 17b sets template data for each of the plurality of tracking points set in the first frame. The template data is composed of a plurality of pixels centered on the tracking point.

そして、容積情報算出部17bは、2つのフレーム間でテンプレートデータのスペックルパターンと最も一致する領域を探索することで、テンプレートデータが次のフレームでどの位置に移動したかを追跡する。なお、追跡点は、容積情報算出部17bが第1フレームに含まれる左心室の内膜面や外膜面を検出することで設定する場合であっても良い。   Then, the volume information calculation unit 17b tracks the position where the template data has moved in the next frame by searching an area that most closely matches the speckle pattern of the template data between the two frames. The tracking point may be set when the volume information calculation unit 17b detects the intimal surface or the epicardial surface of the left ventricle included in the first frame.

そして、容積情報算出部17bは、内腔容積(V)を、2次元像の輪郭から、3次元的な内腔形状を推定する「Area−Length法」や「ディスク総和法(Simpson法)」により近似的に算出する。図13は、第2の実施形態に係る容積情報算出部を説明するための図である。   The volume information calculation unit 17b then calculates the lumen volume (V) from the contour of the two-dimensional image by using the “Area-Length method” or “disc summation method (Simpson method)” that estimates the three-dimensional lumen shape. To calculate approximately. FIG. 13 is a diagram for explaining a volume information calculation unit according to the second embodiment.

容積情報算出部17bは、例えば、図13に示すように、ディスク総和法を行なうここで、内腔容積を近似した時系列データを算出する。ディスク総和法を行なう場合、容積情報算出部17bは、例えば、図13に示すように、A4C像を、長軸(L)に垂直な20個のディスクに等分する。そして、容積情報算出部17bは、i番目のディスクが内膜面と交差する2点の距離(図中のaを参照)を算出する。そして、容積情報算出部17bは、図13に示すように、i番目のディスクにおける内腔の3次元形状を直径「ai」の円柱のスライスとして近似する。容積情報算出部17bは、20個の円柱の体積の総和を、内腔容積を近似した容積情報として算出する。これにより、容積情報算出部17bは、容積情報の時系列データを算出する。 For example, as shown in FIG. 13, the volume information calculation unit 17b performs the disk summation method, and calculates time-series data approximating the lumen volume. When performing the disk summation method, the volume information calculation unit 17b equally divides the A4C image into 20 disks perpendicular to the long axis (L), as shown in FIG. Then, the volume information calculation unit 17b calculates the distance between the two points where the i-th disk intersects the intima surface (see ai in the figure). Then, as shown in FIG. 13, the volume information calculation unit 17b approximates the three-dimensional shape of the lumen in the i-th disk as a slice of a cylinder having a diameter “ai”. The volume information calculation unit 17b calculates the sum of the volumes of the 20 cylinders as volume information approximating the lumen volume. Thereby, the volume information calculation unit 17b calculates time-series data of volume information.

なお、「Area−Length法」は、左心室を回転楕円体として仮定し、左室長軸を含む左室内腔面積と左室内腔長軸長との計測結果から、左室内腔短軸長を算出して、内腔容積の近似値を算出する方法である。容積情報算出部17bは、2DT処理の結果から左室内腔面積と左室内腔長軸長とを計測することで左室内腔短軸長を算出して、内腔容積を近似した容積情報を算出する。   The "Area-Length method" assumes that the left ventricle is a spheroid and calculates the left ventricular short axis length from the measurement results of the left ventricular area including the left ventricular long axis and the left ventricular long axis length. Thus, the approximate value of the lumen volume is calculated. The volume information calculation unit 17b calculates the left chamber lumen short axis length by measuring the left chamber lumen area and the left chamber lumen long axis length from the 2DT processing result, and calculates volume information approximating the lumen volume. To do.

第2の実施形態に係る壁運動情報算出部17cは、2次元の長軸像を用いることから、壁運動情報の種別として、長軸方向の歪み(LS)、長軸方向の変位(LD)、移動距離(AD)、壁厚方向の変位(RD)、又は、長軸像での壁厚変化率である「Transverse(TS)」のいずれかを算出する。僧帽弁輪部速度に対応する値という観点では、長軸方向に平行なLSかLDを用いるのが好適である。   Since the wall motion information calculation unit 17c according to the second embodiment uses a two-dimensional long-axis image, the type of wall motion information includes distortion in the long-axis direction (LS) and displacement in the long-axis direction (LD). Any one of the moving distance (AD), displacement in the wall thickness direction (RD), or “Transverse (TS)” which is the wall thickness change rate in the long axis image is calculated. From the viewpoint of a value corresponding to the mitral valve annulus velocity, it is preferable to use LS or LD parallel to the long axis direction.

また、第2の実施形態に係る壁運動情報算出部17cは、2次元の長軸像を用いることから、壁運動情報の定義領領域としては、LSやTS、RDでは、内膜上での全体的な平均値を算出し、LDやADでは、左右両側の弁輪部位の2分割領域の平均値を算出することが好適である。   In addition, since the wall motion information calculation unit 17c according to the second embodiment uses a two-dimensional long axis image, the definition region of the wall motion information is LS, TS, and RD. An overall average value is calculated, and in LD and AD, it is preferable to calculate an average value of the two divided regions of the left and right annulus parts.

なお、第2の実施形態において、時間変化率算出部17dが行なう算出処理、極値検出部17eが行なう検出処理及び指標値算出部17fが行なう算出処理は、第1の実施形態と同様である。なお、指標値は、制御部18の制御により、モニタ2に表示されたり、外部装置に出力されたりする。   In the second embodiment, the calculation process performed by the time change rate calculation unit 17d, the detection process performed by the extreme value detection unit 17e, and the calculation process performed by the index value calculation unit 17f are the same as those in the first embodiment. . The index value is displayed on the monitor 2 or output to an external device under the control of the control unit 18.

また、第2の実施形態に係る容積情報算出部17bは、更に、近似により算出した内腔容積の時系列データから、左室駆出率を算出しても良い。また、第2の実施形態に係る容積情報算出部17bは、更に、2DTの処理結果から、外膜内部の容積の近似値を算出することで、心筋容積や、心筋重量、Mass−Indexを算出しても良い。容積情報算出部17bが算出した左室駆出率や心筋容積、心筋重量、Mass−Index等は、指標値と共に、制御部18の制御により、モニタ2に表示されたり、外部装置に出力されたりする。   Further, the volume information calculation unit 17b according to the second embodiment may further calculate the left ventricular ejection fraction from the time series data of the lumen volume calculated by approximation. In addition, the volume information calculation unit 17b according to the second embodiment further calculates a myocardial volume, a myocardial weight, and a Mass-Index by calculating an approximate value of the volume inside the outer membrane from the 2DT processing result. You may do it. The left ventricular ejection fraction, myocardial volume, myocardial weight, Mass-Index, and the like calculated by the volume information calculating unit 17b are displayed on the monitor 2 and output to an external device under the control of the control unit 18 together with the index value. To do.

次に、図14を用いて、第2の実施形態に係る超音波診断装置の処理について説明する。図14は、第2の実施形態に係る超音波診断装置の処理の一例を説明するためのフローチャートである。   Next, processing of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment will be described with reference to FIG. FIG. 14 is a flowchart for explaining an example of processing of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment.

図14に示すように、第2の実施形態に係る超音波診断装置は、処理対象となる2次元超音波画像データ群が指定され、指標値の算出要求を受け付けたか否かを判定する(ステップS201)。ここで、指標値の算出要求を受け付けない場合(ステップS201否定)、超音波診断装置は、指標値の算出要求を受け付けるまで待機する。   As shown in FIG. 14, the ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment determines whether or not a two-dimensional ultrasonic image data group to be processed is designated and an index value calculation request is accepted (step). S201). Here, when the index value calculation request is not received (No in step S201), the ultrasonic diagnostic apparatus waits until the index value calculation request is received.

一方、指標値の算出要求を受け付けた場合(ステップS201肯定)、画像取得部17aは、指定された2次元超音波画像データ群を取得する(ステップS202)。そして、容積情報算出部17bは、2次元超音波画像データ群に対して2次元スペックルトラッキング処理を行なう(ステップS203)。   On the other hand, when an index value calculation request is received (Yes at Step S201), the image acquisition unit 17a acquires the designated two-dimensional ultrasound image data group (Step S202). Then, the volume information calculation unit 17b performs a two-dimensional speckle tracking process on the two-dimensional ultrasonic image data group (step S203).

そして、容積情報算出部17bは、近似により、内腔容積(V)の時系列データを算出し(ステップS204)、時間変化率算出部17dは、内腔容積(V)の時系列データに対して時間微分による変換を行なうことで、内腔容積の時間変化率(dV/dt)の時系列データ(第1時系列データ)を算出する(ステップS205)。そして、極値検出部17eは、dV/dtの拡張早期におけるピーク値「(dV/dt)e」を第1極値として算出する(ステップS206)。なお、極値検出部17eは、ステップS206において、内腔容積が最小となる時相を用いて第1時系列データにおける拡張早期の時相を推定する。   Then, the volume information calculation unit 17b calculates time series data of the lumen volume (V) by approximation (step S204), and the time change rate calculation unit 17d calculates the time series data of the lumen volume (V). Then, time series data (first time series data) of the lumen volume time change rate (dV / dt) is calculated by performing conversion by time differentiation (step S205). Then, the extreme value detection unit 17e calculates the peak value “(dV / dt) e” at the early stage of expansion of dV / dt as the first extreme value (step S206). In addition, in step S206, the extreme value detection unit 17e estimates the time phase of the early expansion in the first time series data using the time phase in which the lumen volume is minimized.

また、ステップS204〜ステップS206の処理と並行して、壁運動情報算出部17cは、壁運動情報(S)の時系列データを算出し(ステップS207)、時間変化率算出部17dは、壁運動情報(S)の時系列データに対して時間微分による変換を行なうことで、壁運動情報の時間変化率(SR)の時系列データ(第2時系列データ)を算出する(ステップS208)。そして、極値検出部17eは、SRの拡張早期におけるピーク値「SRe」を第2極値として算出する(ステップS209)。なお、極値検出部17eは、ステップS206を行なった後、検出した第1極値の時相を用いて、ステップS209の処理を行なう。   In parallel with the processing of steps S204 to S206, the wall motion information calculation unit 17c calculates time series data of the wall motion information (S) (step S207), and the time change rate calculation unit 17d performs the wall motion information. Time series data (second time series data) of the time change rate (SR) of the wall motion information is calculated by performing time differential conversion on the time series data of the information (S) (step S208). Then, the extreme value detection unit 17e calculates the peak value “SRe” in the early expansion of SR as the second extreme value (step S209). In addition, after performing step S206, the extreme value detection unit 17e performs the process of step S209 using the detected time phase of the first extreme value.

そして、指標値算出部17fは、指標値「(dV/dt)e/SRe」を算出し(ステップS210)、制御部18の制御により、指標値を出力し(ステップS211)、処理を終了する。   Then, the index value calculation unit 17f calculates the index value “(dV / dt) e / SRe” (step S210), outputs the index value under the control of the control unit 18 (step S211), and ends the process. .

上述したように、第2の実施形態では、3次元動画データを用いる第1の実施形態と比較して、2次元動画データを用いることで、時間分解能及び空間分解能の制約が共に改善される。2次元走査では、3次元走査に比べて、走査線間隔を十分に細かく設定して方位分解能を高くしても、60〜80fps(frame per second)程度の動画データを取得できる。このため、第2の実施形態では、第1極値や第2極値が検出される時相にばらつきが生じたり、第1極値や第2極値が過小評価されたりすることを回避することができる。   As described above, in the second embodiment, both the time resolution and the spatial resolution are improved by using the two-dimensional moving image data as compared with the first embodiment using the three-dimensional moving image data. In the two-dimensional scanning, moving image data of about 60 to 80 fps (frame per second) can be acquired even if the scanning line interval is set sufficiently fine and the azimuth resolution is increased compared to the three-dimensional scanning. For this reason, in 2nd Embodiment, dispersion | variation arises in the time phase in which a 1st extreme value or a 2nd extreme value is detected, and it avoids that a 1st extreme value or a 2nd extreme value is underestimated. be able to.

ただし、第2の実施形態では、壁運動情報を1断面上での情報から推定するので、第1の実施形態と比較して、「e’」に相当する値について、空間的に限定された領域からしか得られないという制約がある。また、「E」に相当する値について、基となる体積値が2次元断面から推定されることに起因する誤差が含まれる場合もある。   However, in the second embodiment, since the wall motion information is estimated from information on one cross section, the value corresponding to “e ′” is spatially limited as compared with the first embodiment. There is a restriction that it can only be obtained from the region. In addition, there is a case where an error resulting from the estimation of the volume value serving as the basis from the two-dimensional section is included in the value corresponding to “E”.

時間分解能が高い2次元動画データを用いる第2の実施形態で説明した方法は、指標値を算出する分母及び分子の同時性が担保されることが重要である場合に適用されることが好適である。具体的には、心房細動のような心拍期間が一定でない症例では「E」及び「e’」に対応する値の同時性が重要となることから、第2の実施形態で説明した方法が効果的に機能し得る。   The method described in the second embodiment using the two-dimensional moving image data with high temporal resolution is preferably applied when it is important to ensure the synchronism between the denominator and the numerator for calculating the index value. is there. Specifically, in the case where the heartbeat period is not constant, such as atrial fibrillation, since the simultaneity of the values corresponding to “E” and “e ′” is important, the method described in the second embodiment is performed. Can function effectively.

なお、第2の実施形態においても、第1の実施形態に係る第2の変形例と同様に、2DT処理の代わりに、自動輪郭検出技術を適用しても良い。かかる場合、壁運動情報算出部17cは、指標値の算出に用いる壁運動情報として、左室内膜輪郭の位置情報から内膜全体の全体的な長さの変化率を「LS」として算出することが好適である。なお、本変形例で行なわれる処理では、図14に示すステップS202の処理が自動輪郭検出処理に置き換えられる。   In the second embodiment, as in the second modification according to the first embodiment, an automatic contour detection technique may be applied instead of the 2DT process. In this case, the wall motion information calculation unit 17c calculates, as “LS”, the overall rate of change of the entire length of the intima from the position information of the left ventricular contour as the wall motion information used for calculating the index value. Is preferred. In the process performed in this modification, the process in step S202 shown in FIG. 14 is replaced with an automatic contour detection process.

更に、この変形例では、内腔容積ではなく、輪郭で囲まれた内腔面積の情報を指標値の分子として用いても、EDPに相関する指標値を提供することができる。かかる場合、壁運動情報をStrain Rate(単位:1/s)とすると、最終的に得られる指標値の単位は「cm」と面積の次元を有する。 Furthermore, in this modified example, an index value correlated with EDP can be provided even if information on a lumen area surrounded by an outline is used as an index value numerator instead of a lumen volume. In this case, assuming that the wall motion information is Strain Rate (unit: 1 / s), the unit of the index value finally obtained has a dimension of “cm 2 ”.

(第3の実施形態)
第3の実施形態では、上述した指標値を、複数の2次元超音波画像データ群を用いて算出する場合について説明する。
(Third embodiment)
In the third embodiment, a case will be described in which the above-described index value is calculated using a plurality of two-dimensional ultrasound image data groups.

なお、第3の実施形態に係る画像処理部17は、図2に例示した第1の実施形態に係る画像処理部17と同様の構成を有する。しかし、第3の実施形態では、画像取得部17a、容積情報算出部17b及び壁運動情報算出部17cの処理対象が、以下、説明するように、複数の2次元超音波画像データ群となる。   Note that the image processing unit 17 according to the third embodiment has the same configuration as the image processing unit 17 according to the first embodiment illustrated in FIG. However, in the third embodiment, the processing targets of the image acquisition unit 17a, the volume information calculation unit 17b, and the wall motion information calculation unit 17c are a plurality of two-dimensional ultrasound image data groups as described below.

第3の実施形態では、まず、操作者は、被検体Pの心臓の左心系の所定断面として、複数断面それぞれを、例えば、心尖部アプローチにより1心拍以上の期間で2次元走査する。例えば、操作者は、心尖部四腔像(A4C)用の断面や、心尖部二腔像(A2C)用の断面及び心尖部長軸像(A3C)用の断面から選択した2つ以上の断面それぞれを、1心拍以上の期間にわたって順次、2次元走査する。これにより、画像生成部14は、1心拍以上の期間の時系列に沿った複数の2次元超音波画像データ、複数断面ごとに生成し、画像メモリ15に格納する。画像メモリ15に格納された複数断面ごと複数の2次元超音波画像データは、少なくとも左心室を含む心臓の複数断面それぞれを1心拍以上の期間で超音波走査することで生成された複数の2次元超音波画像データ群である。なお、第3の実施形態に係る2次元超音波画像データは、2次元走査専用の超音波プローブ1を用いることで収集される。   In the third embodiment, first, the operator performs two-dimensional scanning of each of a plurality of cross sections as a predetermined cross section of the left heart system of the heart of the subject P, for example, in a period of one heartbeat or more by the apex approach. For example, the operator may select two or more cross sections selected from a cross section for the apex four-chamber image (A4C), a cross section for the apex two-chamber image (A2C), and a cross section for the apex long-axis image (A3C). Are sequentially scanned over a period of one heartbeat or more. Accordingly, the image generation unit 14 generates a plurality of two-dimensional ultrasound image data and a plurality of slices along a time series of a period of one heartbeat or more, and stores the generated data in the image memory 15. A plurality of two-dimensional ultrasound image data for each of the plurality of slices stored in the image memory 15 are a plurality of two-dimensional images generated by ultrasonically scanning each of a plurality of slices of the heart including at least the left ventricle in a period of one heartbeat or more. It is an ultrasound image data group. Note that the two-dimensional ultrasonic image data according to the third embodiment is collected by using the ultrasonic probe 1 dedicated to two-dimensional scanning.

そして、第3の実施形態に係る画像取得部17aは、少なくとも左心室を含む心臓の複数断面それぞれを1心拍以上の期間で超音波走査することで生成された複数の2次元超音波画像データ群を取得する。画像取得部17aは、所定断面としての複数断面それぞれに対応する複数の2次元超音波画像データ群を取得する。   Then, the image acquisition unit 17a according to the third embodiment includes a plurality of two-dimensional ultrasonic image data groups generated by ultrasonically scanning each of a plurality of cross sections of the heart including at least the left ventricle in a period of one heartbeat or more. To get. The image acquisition unit 17a acquires a plurality of two-dimensional ultrasonic image data groups corresponding to each of a plurality of cross sections as a predetermined cross section.

図15A及び図15Bは、第3の実施形態に係る画像取得部を説明するための図である。画像取得部17aは、図15Aに示すように、例えば、1心拍以上の時系列に沿った複数のA4Cの画像データと、1心拍以上の時系列に沿った複数のA2Cの画像データとを取得する。   FIG. 15A and FIG. 15B are diagrams for explaining an image acquisition unit according to the third embodiment. As shown in FIG. 15A, the image acquisition unit 17a acquires, for example, a plurality of A4C image data along a time series of one or more heartbeats and a plurality of A2C image data along a time series of one or more heartbeats. To do.

或いは、画像取得部17aは、図15Bに示すように、例えば、1心拍以上の時系列に沿った複数のA4Cの画像データと、1心拍以上の時系列に沿った複数のA3Cの画像データと、1心拍以上の時系列に沿った複数のA2Cの画像データとを取得する。   Alternatively, as illustrated in FIG. 15B, the image acquisition unit 17a may include, for example, a plurality of A4C image data along a time series of one or more heartbeats, and a plurality of A3C image data along a time series of one or more heartbeats. A plurality of A2C image data along a time series of one or more heartbeats is acquired.

そして、第3の実施形態に係る容積情報算出部17bは、複数の2次元超音波画像データ群から、左心室の第1関心領域における容積情報の時系列データを算出する。また、第3の実施形態に係る壁運動情報算出部17cは、複数の2次元超音波画像データ群から、左心室の第2関心領域における壁運動情報の時系列データを算出する。   The volume information calculation unit 17b according to the third embodiment calculates time-series data of volume information in the first region of interest in the left ventricle from a plurality of two-dimensional ultrasound image data groups. Further, the wall motion information calculation unit 17c according to the third embodiment calculates time series data of wall motion information in the second region of interest of the left ventricle from a plurality of two-dimensional ultrasound image data groups.

具体的には、第3の実施形態に係る容積情報算出部17bは、第2の実施形態と同様に、2次元超音波画像データ間のパターンマッチングを含む処理により第1関心領域の位置を追跡した結果を用いて、容積情報の算出処理を行なう。また、第2の実施形態に係る壁運動情報算出部17cは、第2の実施形態と同様に、2次元超音波画像データ間のパターンマッチングを含む処理により第2関心領域の位置を追跡した結果を用いて、壁運動情報の算出処理を行なう。   Specifically, the volume information calculation unit 17b according to the third embodiment tracks the position of the first region of interest by processing including pattern matching between two-dimensional ultrasonic image data, as in the second embodiment. Using the result, volume information calculation processing is performed. Further, the wall motion information calculation unit 17c according to the second embodiment tracks the position of the second region of interest by processing including pattern matching between two-dimensional ultrasonic image data, as in the second embodiment. Is used to calculate wall motion information.

すなわち、第3の実施形態では、複数の2次元超音波画像データ群それぞれで、2次元スペックルトラッキング処理が行なわれる。なお、以下では、2DT処理が容積情報算出部17bにより行なわれる場合について説明する。ただし、第3の実施形態は、2DT処理が、画像取得部17aや壁運動情報算出部17cにより行なわれる場合であっても、画像処理部17以外の処理部(例えば制御部18)により行なわれる場合であっても良い。   That is, in the third embodiment, two-dimensional speckle tracking processing is performed on each of a plurality of two-dimensional ultrasound image data groups. Hereinafter, a case where the 2DT process is performed by the volume information calculation unit 17b will be described. However, in the third embodiment, even when the 2DT processing is performed by the image acquisition unit 17a or the wall motion information calculation unit 17c, the processing unit (for example, the control unit 18) other than the image processing unit 17 performs the 2DT processing. It may be the case.

ここで、2次元走査専用の超音波プローブ1を用いる場合、第3の実施形態では、各断面の2次元超音波画像データ群は、異なる時期に個別に収集される。そこで、容積情報算出部17bは、例えば、R波やP波を基準時相として、R波やP波の2次元超音波画像データを先頭として、各2次元超音波画像データ群を配列する。これにより、容積情報算出部17bは、例えば、A4Cの超音波画像データ群と、A2Cの超音波画像データ群との時相を、時系列に沿って略一致させる。なお、容積情報算出部17bは、各2次元超音波画像データ群の時相を略一致させるために、R波間隔やP波間隔、又は、ECGの形状が互いに略一致する2次元超音波画像データ群を、複数の2次元超音波画像データ群それぞれから選択しても良い。また、時相を一致させるための処理は、画像取得部17aや壁運動情報算出部17cにより行なわれる場合であっても、画像処理部17以外の処理部(例えば制御部18)により行なわれる場合であっても良い。ただし、第3の実施形態は、2Dアレイプローブである超音波プローブ1を用いて、複数断面の2次元走査を同時に行なう場合であっても良い。かかる場合、第3の実施形態では、時相一致のための処理を行なわなくても良い。   Here, when the ultrasonic probe 1 dedicated to two-dimensional scanning is used, in the third embodiment, the two-dimensional ultrasonic image data groups of each cross section are individually collected at different times. Therefore, for example, the volume information calculation unit 17b arranges each two-dimensional ultrasonic image data group with the R wave or P wave as the reference time phase and the two-dimensional ultrasonic image data of the R wave or P wave as the head. Thereby, for example, the volume information calculation unit 17b substantially matches the time phases of the A4C ultrasonic image data group and the A2C ultrasonic image data group in time series. Note that the volume information calculation unit 17b has a two-dimensional ultrasound image in which the R wave interval, the P wave interval, or the shape of the ECG substantially match each other in order to substantially match the time phases of the respective two-dimensional ultrasound image data groups. The data group may be selected from each of a plurality of two-dimensional ultrasound image data groups. Further, even when the processing for matching the time phases is performed by the image acquisition unit 17a and the wall motion information calculation unit 17c, it is performed by a processing unit (for example, the control unit 18) other than the image processing unit 17. It may be. However, the third embodiment may be a case where two-dimensional scanning of a plurality of cross sections is simultaneously performed using the ultrasonic probe 1 which is a 2D array probe. In such a case, in the third embodiment, it is not necessary to perform processing for time phase matching.

第3の実施形態に係る容積情報算出部17bは、同一時相の複数断面それぞれの2次元超音波画像データの2DT処理の結果から、各2次元超音波画像データにおける内膜に対応する追跡点の位置(すなわち、内腔の輪郭の位置)を取得する。そして、容積情報算出部17bは、内腔容積(V)を、内腔の輪郭の位置から、3次元的な内腔形状を推定する「ディスク総和法(Simpson法)」の修飾法である「modified−Simpson法」により近似的に算出する。図16A及び図16Bは、第3の実施形態に係る容積情報算出部を説明するための図である。   The volume information calculation unit 17b according to the third embodiment obtains tracking points corresponding to the intima in each two-dimensional ultrasound image data from the result of 2DT processing of the two-dimensional ultrasound image data of each of a plurality of cross sections of the same time phase. (Ie, the position of the contour of the lumen). The volume information calculation unit 17b is a modification method of “disc summation method (Simpson method)” that estimates the lumen volume (V) from the position of the contour of the lumen, and the three-dimensional lumen shape. Approximately calculated by “modified-Simpson method”. 16A and 16B are diagrams for explaining a volume information calculation unit according to the third embodiment.

A4C面及びA2C面の2断面それぞれの2次元走査が行なわれた場合、容積情報算出部17bは、例えば、同一時相のA4C像及びA2C像それぞれを長軸に垂直な20個のディスクに等分する。そして、容積情報算出部17bは、図16Aに示すように、A4C像のi番目のディスクが内膜面と交差する2点の距離(図中のaを参照)と、A2C像のi番目のディスクが内膜面と交差する2点の距離(図中のbを参照)とを算出する。そして、容積情報算出部17bは、i番目のディスクの内腔の3次元形状を、「a」及び「b」から推定される長径及び短径を有する楕円体のスライスとして近似する。容積情報算出部17bは、20個の楕円体の体積の総和を、内腔容積を近似した容積情報として算出する。これにより、容積情報算出部17bは、容積情報の時系列データを算出する。 When two-dimensional scanning of each of the two cross sections of the A4C plane and the A2C plane is performed, the volume information calculation unit 17b, for example, converts the A4C image and the A2C image of the same time phase into 20 disks perpendicular to the long axis, etc. Divide. Then, as shown in FIG. 16A, the volume information calculation unit 17b determines the distance between two points where the i-th disk of the A4C image intersects the intima surface (see ai in the figure) and the i-th disk of the A2C image. The distance between two points at which the disc intersects the intimal surface (see b i in the figure) is calculated. Then, the volume information calculation unit 17b approximates the three-dimensional shape of the lumen of the i-th disk as an ellipsoidal slice having a major axis and a minor axis estimated from “a i ” and “b i ”. The volume information calculation unit 17b calculates the sum of the volumes of the 20 ellipsoids as volume information approximating the lumen volume. Thereby, the volume information calculation unit 17b calculates time-series data of volume information.

A4C面、A3C面及びA2C面それぞれの2次元走査が行なわれた場合、容積情報算出部17bは、例えば、A4C像、A3C像、及びA2C像それぞれを長軸に垂直な20個のディスクに等分する。そして、容積情報算出部17bは、A4C像のi番目のディスクが内膜面と交差する2点の位置と、A3C像のi番目のディスクが内膜面と交差する2点の位置と、A2C像のi番目のディスクが内膜面と交差する2点の位置とを取得する。そして、容積情報算出部17bは、取得した6つの点の位置から、i番目のディスクの内腔形状を、例えば、「Spline補間」により決定する(図16Bに示す点線の閉曲線を参照)。そして、容積情報算出部17bは、i番目のディスクにおける内腔の3次元形状を、Spline閉曲線を上面及び下面とする柱体のスライスとして近似する。容積情報算出部17bは、20個の柱体の体積の総和を、内腔容積を近似した容積情報として算出する。これにより、容積情報算出部17bは、容積情報の時系列データを算出する。そして、時間変化率算出部17dは、容積情報の時系列データの時間微分を行なうことで、第1時系列データを算出し、極値検出部17eは、第1時系列データから第1極値「(dV/dt)e」を検出する。なお、極値検出部17eは、第1極値を検出するためのES時相の推定を、第1の実施形態で説明した方法により行なう。   When two-dimensional scanning is performed on each of the A4C surface, the A3C surface, and the A2C surface, the volume information calculation unit 17b, for example, converts each of the A4C image, the A3C image, and the A2C image to 20 disks perpendicular to the long axis. Divide. Then, the volume information calculation unit 17b includes two positions where the i-th disk of the A4C image intersects the intima surface, two positions where the i-th disk of the A3C image intersects the intima surface, and A2C The position of the two points where the i-th disc of the image intersects the intima plane is acquired. Then, the volume information calculation unit 17b determines the lumen shape of the i-th disk from, for example, the obtained positions of the six points by, for example, “Spline interpolation” (see the dotted closed curve shown in FIG. 16B). Then, the volume information calculation unit 17b approximates the three-dimensional shape of the lumen in the i-th disk as a slice of a column having the Spline closed curve as an upper surface and a lower surface. The volume information calculation unit 17b calculates the sum of the volumes of the 20 columnar bodies as volume information that approximates the lumen volume. Thereby, the volume information calculation unit 17b calculates time-series data of volume information. The time change rate calculation unit 17d calculates the first time series data by performing time differentiation of the time series data of the volume information, and the extreme value detection unit 17e calculates the first extreme value from the first time series data. “(DV / dt) e” is detected. The extreme value detection unit 17e estimates the ES time phase for detecting the first extreme value by the method described in the first embodiment.

第3の実施形態に係る壁運動情報算出部17cは、各断面で、壁運動情報の時系列データを生成する。なお、第3の実施形態における各種壁運動情報の種別と、壁運動情報の定義領域とは、第2の実施形態と基本的に同様である。   The wall motion information calculation unit 17c according to the third embodiment generates time series data of wall motion information in each cross section. Note that the types of wall motion information and the definition region of wall motion information in the third embodiment are basically the same as those in the second embodiment.

ここで、第2関心領域における壁運動情報として、1つの断面で定義される壁運動情報が設定されている場合、第3の実施形態に係る壁運動情報算出部17cは、該当する1断面の壁運動情報の時系列データを生成する。例えば、壁運動情報算出部17cは、A4C面の壁運動情報(例えば、2箇所の壁運動情報の平均値)の時系列データを生成する。かかる場合、時間変化率算出部17dは、壁運動情報算出部17cから出力された1つの壁運動情報の時系列データの時間微分を行なうことで、第2時系列データを算出し、極値検出部17eは、第2時系列データから第2極値「SRe」を検出する。なお、極値検出部17eは、第1極値が検出された時相を用いて、第2極値を検出する。そして、指標値算出部17fは、第1極値を第2極値で除算することで、指標値を算出する。   Here, when the wall motion information defined by one cross section is set as the wall motion information in the second region of interest, the wall motion information calculation unit 17c according to the third embodiment Generate time series data of wall motion information. For example, the wall motion information calculation unit 17c generates time series data of wall motion information on the A4C plane (for example, an average value of wall motion information at two locations). In such a case, the time change rate calculation unit 17d calculates second time series data by performing time differentiation of the time series data of one wall motion information output from the wall motion information calculation unit 17c, and detects extreme values. The unit 17e detects the second extreme value “SRe” from the second time series data. The extreme value detection unit 17e detects the second extreme value using the time phase at which the first extreme value is detected. Then, the index value calculation unit 17f calculates the index value by dividing the first extreme value by the second extreme value.

一方、第2関心領域における壁運動情報として、複数断面それぞれで定義される壁運動情報が設定されている場合、第3の実施形態において、壁運動情報算出部17cから時間変化率算出部17dに出力されるデータの出力形態は、以下の2つの出力形態に大別される。   On the other hand, when the wall motion information defined by each of a plurality of cross sections is set as the wall motion information in the second region of interest, in the third embodiment, the wall motion information calculation unit 17c changes to the time change rate calculation unit 17d. The output form of the output data is roughly divided into the following two output forms.

第1の出力形態を行なう場合、壁運動情報算出部17cは、複数の2次元超音波画像データ群それぞれの壁運動情報の時系列データを平均した時系列データを、壁運動情報の時系列データとして算出する。例えば、第1の出力形態では、壁運動情報算出部17cは、A4C面のLSの時系列データ(例えば、A4C面の2箇所のLSの平均値の時系列データ)とA2C面のLSの時系列データ(例えば、A2C面の2箇所のLSの平均値の時系列データ)とを算出する。そして、壁運動情報算出部17cは、A4C面のLSの時系列データとA2C面のLSの時系列データとの平均値(S’)の時系列データを算出する。   When performing the first output mode, the wall motion information calculation unit 17c uses time series data obtained by averaging the time series data of the wall motion information of each of the plurality of two-dimensional ultrasound image data groups as time series data of the wall motion information. Calculate as For example, in the first output mode, the wall motion information calculation unit 17c performs the LS time-series data of the A4C plane (for example, the time-series data of the average value of the LS at two locations on the A4C plane) and the LS time of the A2C plane. Series data (for example, time series data of an average value of LS at two locations on the A2C plane) is calculated. Then, the wall motion information calculation unit 17c calculates time-series data of an average value (S ′) of the LS time-series data of the A4C plane and the LS time-series data of the A2C plane.

壁運動情報算出部17cから平均壁運動情報の時系列データを受信した時間変化率算出部17dは、「S’の時系列データ」の時間微分を行なうことで、第2時系列データ(SR’の時系列データ)を算出し、極値検出部17eは、第2時系列データ(SR’の時系列データ)から第2極値「SR’e」を検出する。なお、極値検出部17eは、第1極値が検出された時相を用いて、第2極値を検出する。そして、指標値算出部17fは、第1極値を第2極値で除算することで、指標値を算出する。   The time change rate calculation unit 17d that has received the time series data of the average wall motion information from the wall motion information calculation unit 17c performs the time differentiation of the “time series data of S ′” to thereby obtain the second time series data (SR ′ The extreme value detection unit 17e detects the second extreme value “SR′e” from the second time series data (SR ′ time series data). The extreme value detection unit 17e detects the second extreme value using the time phase at which the first extreme value is detected. Then, the index value calculation unit 17f calculates the index value by dividing the first extreme value by the second extreme value.

一方、第2の出力形態を行なう場合、壁運動情報算出部17cは、複数の2次元超音波画像データ群それぞれに対応する複数の壁運動情報の時系列データを算出する。そして、時間変化率算出部17dは、複数の壁運動情報の時系列データそれぞれから、複数の第2時系列データを算出する。そして、極値検出部17eは、複数の第2時系列データそれぞれで検出した拡張早期における極値を平均した値を、第2極値として算出する。例えば、第2の出力形態では、壁運動情報算出部17cは、A4C面のLSの時系列データとA2C面のLSの時系列データとを算出する。そして、時間変化率算出部17dは、例えば、第2時系列データとして、A4C面の第2時系列データとA2C面の第2時系列データ時系列データとを算出する。   On the other hand, when performing the 2nd output form, wall motion information calculation part 17c calculates time series data of a plurality of wall motion information corresponding to each of a plurality of two-dimensional ultrasonic image data groups. Then, the time change rate calculation unit 17d calculates a plurality of second time series data from each of the time series data of the plurality of wall motion information. Then, the extreme value detection unit 17e calculates, as the second extreme value, a value obtained by averaging the extreme values at the early stage of expansion detected in each of the plurality of second time series data. For example, in the second output mode, the wall motion information calculation unit 17c calculates LS time-series data of the A4C plane and LS time-series data of the A2C plane. Then, the time change rate calculation unit 17d calculates, for example, second time series data on the A4C plane and second time series data time series data on the A2C plane as the second time series data.

そして、極値検出部17eは、例えば、A4C面の第2時系列データの拡張早期における極値と、A2C面の第2時系列データの拡張早期における極値とを検出する。なお、極値検出部17eは、第1極値が検出された時相を用いて、例えば、A4C面の第2時系列データ及びA2C面の第2時系列データそれぞれの極値を検出する。そして、極値検出部17eは、A4C面の第2時系列データの極値とA2C面の第2時系列データの極値とを平均することで、第2極値「SR’e」を算出する。そして、指標値算出部17fは、第1極値を第2極値で除算することで、指標値を算出する。   Then, the extreme value detection unit 17e detects, for example, an extreme value in the early expansion of the second time-series data on the A4C plane and an extreme value in the early expansion of the second time-series data on the A2C plane. The extreme value detection unit 17e detects, for example, the extreme values of the second time series data on the A4C plane and the second time series data on the A2C plane using the time phase at which the first extreme value is detected. Then, the extreme value detection unit 17e calculates the second extreme value “SR′e” by averaging the extreme value of the second time-series data on the A4C plane and the extreme value of the second time-series data on the A2C plane. To do. Then, the index value calculation unit 17f calculates the index value by dividing the first extreme value by the second extreme value.

第1の出力形態は、心筋梗塞症例の様に、局所的に心臓の動きが極端に悪い場合に、動きが極端に悪い領域の影響が軽減された平均的なピーク値を得るのに適していると考えられる。一方、第2の出力形態は、局所の壁運動情報の値の大きさに変動があり、かつ、ピーク時間に領域間のばらつきがある左脚ブロックなどの非同期症例において、領域間の差異を含んだ全体的なピーク値を得るのに適していると考えられる。   The first output form is suitable for obtaining an average peak value in which the influence of an extremely bad region is reduced when the heart motion is extremely bad locally, as in the case of myocardial infarction. It is thought that there is. On the other hand, the second output form includes a difference between regions in an asynchronous case such as a left leg block in which the value of local wall motion information varies and the peak time varies between regions. It seems to be suitable for obtaining an overall peak value.

指標値算出部17fが算出した指標値は、制御部18の制御により、モニタ2に表示されたり、外部装置に出力されたりする。   The index value calculated by the index value calculation unit 17f is displayed on the monitor 2 or output to an external device under the control of the control unit 18.

なお、第3の実施形態に係る容積情報算出部17bは、更に、近似により算出した内腔容積の時系列データから、左室駆出率を算出しても良い。また、第3の実施形態に係る容積情報算出部17bは、更に、2DTの処理結果から、外膜内部の容積の近似値を算出することで、心筋容積や、心筋重量、Mass−Indexの近似値を算出しても良い。容積情報算出部17bが算出した左室駆出率や心筋容積、心筋重量、Mass−Index近似値等は、指標値と共に、制御部18の制御により、モニタ2に表示されたり、外部装置に出力されたりする。   Note that the volume information calculation unit 17b according to the third embodiment may further calculate the left ventricular ejection fraction from the time series data of the lumen volume calculated by approximation. In addition, the volume information calculation unit 17b according to the third embodiment further calculates an approximate value of the volume inside the outer membrane from the 2DT processing result, so that the myocardial volume, myocardial weight, and approximate Mass-Index are calculated. A value may be calculated. The left ventricular ejection fraction, myocardial volume, myocardial weight, Mass-Index approximate value, etc. calculated by the volume information calculation unit 17b are displayed on the monitor 2 or output to an external device under the control of the control unit 18 together with the index value. Or

次に、図17を用いて、第3の実施形態に係る超音波診断装置の処理について説明する。図17は、第3の実施形態に係る超音波診断装置の処理の一例を説明するためのフローチャートである。なお、図17に示すフローチャートは、第1の出力形態が実行される場合の処理の一例を示している。   Next, processing of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the third embodiment will be described with reference to FIG. FIG. 17 is a flowchart for explaining an example of processing of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the third embodiment. Note that the flowchart shown in FIG. 17 illustrates an example of processing when the first output form is executed.

図17に示すように、第3の実施形態に係る超音波診断装置は、処理対象となる複数断面それぞれの2次元超音波画像データ群が指定され、指標値の算出要求を受け付けたか否かを判定する(ステップS301)。ここで、指標値の算出要求を受け付けない場合(ステップS301否定)、超音波診断装置は、指標値の算出要求を受け付けるまで待機する。   As shown in FIG. 17, the ultrasonic diagnostic apparatus according to the third embodiment determines whether or not a two-dimensional ultrasonic image data group for each of a plurality of cross-sections to be processed has been specified and an index value calculation request has been received. Determination is made (step S301). Here, when an index value calculation request is not received (No in step S301), the ultrasound diagnostic apparatus waits until an index value calculation request is received.

一方、指標値の算出要求を受け付けた場合(ステップS301肯定)、画像取得部17aは、指定された複数断面それぞれの2次元超音波画像データ群を取得する(ステップS302)。そして、容積情報算出部17bは、複数の2次元超音波画像データ群それぞれに対して2次元スペックルトラッキング処理を行なう(ステップS303)。   On the other hand, when an index value calculation request is received (Yes at Step S301), the image acquisition unit 17a acquires a two-dimensional ultrasound image data group for each of the specified plurality of cross sections (Step S302). Then, the volume information calculation unit 17b performs a two-dimensional speckle tracking process on each of the plurality of two-dimensional ultrasonic image data groups (step S303).

そして、容積情報算出部17bは、近似により、内腔容積(V)の時系列データを算出し(ステップS304)、時間変化率算出部17dは、内腔容積(V)の時系列データに対して時間微分による変換を行なうことで、内腔容積の時間変化率(dV/dt)の時系列データ(第1時系列データ)を算出する(ステップS305)。そして、極値検出部17eは、dV/dtの拡張早期におけるピーク値「(dV/dt)e」を第1極値として算出する(ステップS306)。なお、極値検出部17eは、ステップS306において、内腔容積が最小となる時相を用いて第1時系列データにおける拡張早期の時相を推定する。   Then, the volume information calculation unit 17b calculates time series data of the lumen volume (V) by approximation (step S304), and the time change rate calculation unit 17d calculates the time series data of the lumen volume (V). Thus, the time series data (first time series data) of the time rate of change (dV / dt) of the lumen volume is calculated by performing the conversion by time differentiation (step S305). Then, the extreme value detection unit 17e calculates the peak value “(dV / dt) e” at the early stage of expansion of dV / dt as the first extreme value (step S306). In addition, in step S306, the extreme value detection unit 17e estimates the time phase of the early expansion in the first time series data using the time phase in which the lumen volume is minimized.

また、ステップS304〜ステップS306の処理と並行して、壁運動情報算出部17cは、複数の断面それぞれの壁運動情報の時系列データを算出し、複数の壁運動情報の時系列データを平均することで、平均壁運動情報(S’)の時系列データを算出する。(ステップS307)。そして、時間変化率算出部17dは、平均壁運動情報の時系列データに対して時間微分による変換を行なうことで、平均壁運動情報の時間変化率(SR’)の時系列データ(第2時系列データ)を算出する(ステップS308)。そして、極値検出部17eは、SRの拡張早期におけるピーク値「SRe」を第2極値として算出する(ステップS309)。なお、極値検出部17eは、ステップS306を行なった後、検出した第1極値の時相を用いて、ステップS309の処理を行なう。   In parallel with the processing of Step S304 to Step S306, the wall motion information calculation unit 17c calculates time series data of the wall motion information of each of the plurality of cross sections, and averages the time series data of the plurality of wall motion information. Thus, time series data of the average wall motion information (S ′) is calculated. (Step S307). Then, the time change rate calculating unit 17d performs time differential conversion on the time series data of the average wall motion information, so that the time series data (second time) of the time change rate (SR ′) of the average wall motion information is obtained. (Series data) is calculated (step S308). Then, the extreme value detection unit 17e calculates the peak value “SRe” in the early expansion of SR as the second extreme value (step S309). It should be noted that the extreme value detection unit 17e performs the process of step S309 using the detected time phase of the first extreme value after performing step S306.

そして、指標値算出部17fは、指標値「(dV/dt)e/SRe」を算出し(ステップS310)、制御部18の制御により、指標値を出力し(ステップS311)、処理を終了する。   Then, the index value calculation unit 17f calculates the index value “(dV / dt) e / SRe” (step S310), outputs the index value under the control of the control unit 18 (step S311), and ends the process. .

上述したように、第3の実施形態では、時間分解能及び空間分解能が確保された複数の2次元動画データを用いることで、第2の実施形態と比較して、「e’」に相当する値をより「全体的な値」とすることができ、「e’」に相当する値に誤差が含まれる可能性を低減することができる。また、第3の実施形態では、複数の2次元動画データを用いることで、第2の実施形態と比較して、内腔容積の近似精度を向上させることができる。   As described above, in the third embodiment, by using a plurality of two-dimensional moving image data in which temporal resolution and spatial resolution are ensured, a value corresponding to “e ′” compared to the second embodiment. Can be more “overall value”, and the possibility that an error is included in the value corresponding to “e ′” can be reduced. In the third embodiment, the approximate accuracy of the lumen volume can be improved by using a plurality of two-dimensional moving image data as compared with the second embodiment.

第3の実施形態で説明した方法は、「E」及び「e’」に対応する値の同時性よりも、「e’」に対応する値の全体性が重要である場合に適用することが好適である。例えば、心拍期間が一定である症例の場合、「E」及び「e’」に対応する値の同時性は、ある程度担保されている。そこで、心筋梗塞のように心拍期間は一定だが、局所的な形状異変があって1断面のみの結果からVを推定すると精度が低下する場合に、第3の実施形態で説明した方法は効果的に機能し得る。   The method described in the third embodiment may be applied when the totality of the value corresponding to “e ′” is more important than the simultaneity of the values corresponding to “E” and “e ′”. Is preferred. For example, in the case of a case where the heartbeat period is constant, the simultaneity of the values corresponding to “E” and “e ′” is ensured to some extent. Therefore, the method described in the third embodiment is effective when the heart rate period is constant as in myocardial infarction, but there is a local shape change and the accuracy decreases when V is estimated from the result of only one cross section. Can function.

なお、第3の実施形態においても、第1の実施形態に係る第2の変形例と同様に、2DT処理の代わりに、自動輪郭検出技術を適用しても良い。本変形例で行なわれる処理では、図17に示すステップS302の処理が自動輪郭検出処理に置き換えられる。   In the third embodiment, as in the second modified example according to the first embodiment, an automatic contour detection technique may be applied instead of the 2DT process. In the process performed in this modification, the process in step S302 shown in FIG. 17 is replaced with an automatic contour detection process.

また、第3の実施形態は、複数の長軸像でなく、複数の短軸像を用いて2DTを行い、内腔の輪郭位置を補間して合成することで容積情報を取得すると共に、短軸像から定義される壁運動情報(CSやRSが好適)も複数断面から取得する場合であっても良い。この変形例では、容積の推定精度を高めるために、長軸に対してレベルの異なる3断面から7断面程度の短軸像を合成するのが望ましい。   In the third embodiment, 2DT is performed using a plurality of short axis images instead of a plurality of long axis images, and volume information is acquired by interpolating and synthesizing the contour position of the lumen. The wall motion information (CS or RS is preferable) defined from the axis image may be acquired from a plurality of cross sections. In this modification, it is desirable to synthesize a short-axis image of about three to seven cross-sections having different levels with respect to the long axis in order to increase the estimation accuracy of the volume.

なお、上述した第1〜第3の実施形態では、超音波診断装置において超音波画像データ群に対する処理が行なわれる場合について説明した。しかし、上述した第1〜第3の実施形態で説明した画像処理方法は、超音波診断装置とは独立に設置された画像処理装置で行なわれる場合であってもよい。かかる場合、画像処理装置は、超音波診断装置、又は、PACSのデータベースや、電子カルテシステムのデータベースから受信した超音波画像データ群を受信して上述した画像処理方法を実行する。   In the first to third embodiments described above, the case where processing for an ultrasound image data group is performed in the ultrasound diagnostic apparatus has been described. However, the image processing methods described in the first to third embodiments described above may be performed by an image processing apparatus installed independently of the ultrasonic diagnostic apparatus. In this case, the image processing apparatus receives the ultrasonic image data group received from the ultrasonic diagnostic apparatus, the PACS database, or the database of the electronic medical chart system, and executes the above-described image processing method.

また、上述した第1〜第3の実施形態で説明した画像処理方法は、あらかじめ用意された画像処理プログラムをパーソナルコンピュータやワークステーションなどのコンピュータで実行することによって実現することができる。この画像処理プログラムは、インターネットなどのネットワークを介して配布することができる。また、この画像処理プログラムは、ハードディスク、フレキシブルディスク(FD)、CD−ROM、MO、DVD、USBメモリ及びSDカードメモリ等のFlashメモリ等のコンピュータで読み取り可能な非一時的な記録媒体に記録され、コンピュータによって非一時的な記録媒体から読み出されることによって実行することもできる。   The image processing methods described in the first to third embodiments can be realized by executing an image processing program prepared in advance on a computer such as a personal computer or a workstation. This image processing program can be distributed via a network such as the Internet. The image processing program is recorded on a computer-readable non-transitory recording medium such as a hard disk, a flexible disk (FD), a CD-ROM, an MO, a DVD, a flash memory such as a USB memory and an SD card memory. It can also be executed by being read from a non-transitory recording medium by a computer.

以上、説明したとおり、第1の実施形態〜第3の実施形態によれば、左室拡張末期圧を正確に反映した指標値を算出することができる。   As described above, according to the first to third embodiments, an index value that accurately reflects the left ventricular end-diastolic pressure can be calculated.

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。   Although several embodiments of the present invention have been described, these embodiments are presented by way of example and are not intended to limit the scope of the invention. These embodiments can be implemented in various other forms, and various omissions, replacements, and changes can be made without departing from the spirit of the invention. These embodiments and their modifications are included in the scope and gist of the invention, and are also included in the invention described in the claims and the equivalents thereof.

1 超音波プローブ
2 モニタ
3 入力装置
4 心電計
10 装置本体
11 送受信部
12 Bモード処理部
13 ドプラ処理部
14 画像生成部
15 画像メモリ
16 内部記憶部
17 画像処理部
17a 画像取得部
17b 容積情報算出部
17c 壁運動情報算出部
17d 時間変化率算出部
17e 極値検出部
17f 指標値算出部
18 制御部
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Ultrasonic probe 2 Monitor 3 Input device 4 Electrocardiograph 10 Apparatus main body 11 Transmission / reception part 12 B mode processing part 13 Doppler processing part 14 Image generation part 15 Image memory 16 Internal storage part 17 Image processing part 17a Image acquisition part 17b Volume information Calculation unit 17c Wall motion information calculation unit 17d Time change rate calculation unit 17e Extreme value detection unit 17f Index value calculation unit 18 Control unit

Claims (19)

少なくとも左心室を含む心臓を1心拍以上の期間で超音波走査することで生成された超音波画像データ群を取得する画像取得部と、
前記超音波画像データ群から、前記左心室の第1関心領域における容積情報の時系列データを算出する容積情報算出部と、
前記超音波画像データ群から、前記左心室の第2関心領域における壁運動情報の時系列データを算出する壁運動情報算出部と、
前記容積情報の時系列データから容積情報の時間変化率の時系列データである第1時系列データを算出し、前記壁運動情報の時系列データから壁運動情報の時間変化率の時系列データである第2時系列データを算出する時間変化率算出部と、
前記第1時系列データの拡張早期における極値を第1極値として検出し、前記第2時系列データの拡張早期における極値を第2極値として検出する極値検出部と、
前記第1極値と前記第2極値とを用いて指標値を算出する指標値算出部と、
を備える、超音波診断装置。
An image acquisition unit that acquires an ultrasonic image data group generated by ultrasonically scanning a heart including at least the left ventricle in a period of one heartbeat or more;
A volume information calculation unit that calculates time-series data of volume information in the first region of interest of the left ventricle from the ultrasound image data group;
A wall motion information calculating unit that calculates time series data of wall motion information in the second region of interest of the left ventricle from the ultrasound image data group;
First time series data that is time series data of time change rate of volume information is calculated from time series data of volume information, and time series data of time change rate of wall motion information is calculated from time series data of wall motion information. A time change rate calculating unit for calculating certain second time-series data;
An extreme value detection unit that detects an extreme value in the early extension of the first time series data as a first extreme value, and detects an extreme value in the early extension of the second time series data as a second extreme value;
An index value calculation unit that calculates an index value using the first extreme value and the second extreme value;
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising:
前記画像取得部は、少なくとも左心室を含む心臓を1心拍以上の期間で超音波走査することで生成された3次元超音波画像データ群を取得し、
前記容積情報算出部は、前記3次元超音波画像データ群から、前記容積情報の時系列データを算出し、
前記壁運動情報算出部は、前記3次元超音波画像データ群から、前記壁運動情報の時系列データを算出する、請求項1に記載の超音波診断装置。
The image acquisition unit acquires a three-dimensional ultrasonic image data group generated by ultrasonically scanning a heart including at least the left ventricle in a period of one heartbeat or more,
The volume information calculation unit calculates time-series data of the volume information from the three-dimensional ultrasonic image data group,
The ultrasound diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the wall motion information calculation unit calculates time series data of the wall motion information from the three-dimensional ultrasound image data group.
前記画像取得部は、少なくとも左心室を含む心臓の所定断面を1心拍以上の期間で超音波走査することで生成された2次元超音波画像データ群を取得し、
前記容積情報算出部は、前記2次元超音波画像データ群から、前記左心室の第1関心領域における容積情報の時系列データを算出し、
前記壁運動情報算出部は、前記2次元超音波画像データ群から、前記左心室の第2関心領域における壁運動情報の時系列データを算出する、請求項1に記載の超音波診断装置。
The image acquisition unit acquires a two-dimensional ultrasonic image data group generated by ultrasonic scanning a predetermined cross section of the heart including at least the left ventricle in a period of one heartbeat or more,
The volume information calculation unit calculates time-series data of volume information in the first region of interest of the left ventricle from the two-dimensional ultrasound image data group,
The ultrasound diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the wall motion information calculation unit calculates time series data of wall motion information in the second region of interest of the left ventricle from the two-dimensional ultrasound image data group.
前記画像取得部は、前記所定断面としての複数断面それぞれに対応する複数の2次元超音波画像データ群を取得し、
前記容積情報算出部は、前記複数の2次元超音波画像データ群から前記容積情報の時系列データを算出し、
前記壁運動情報算出部は、前記複数の2次元超音波画像データ群から前記壁運動情報の時系列データを算出する、請求項3に記載の超音波診断装置。
The image acquisition unit acquires a plurality of two-dimensional ultrasound image data groups corresponding to the plurality of cross sections as the predetermined cross section,
The volume information calculation unit calculates time series data of the volume information from the plurality of two-dimensional ultrasound image data groups,
The ultrasound diagnostic apparatus according to claim 3, wherein the wall motion information calculation unit calculates time series data of the wall motion information from the plurality of two-dimensional ultrasound image data groups.
前記極値検出部は、前記第1極値を検出する際に、前記容積情報が最小となる時相を用いて前記第1時系列データにおける拡張早期の時相を推定する、請求項1に記載の超音波診断装置。   The extreme value detection unit, when detecting the first extreme value, estimates a time phase in an early stage of expansion in the first time series data using a time phase in which the volume information is minimized. The ultrasonic diagnostic apparatus as described. 前記極値検出部は、前記第2極値を検出する際に、前記第1極値が検出された時相を用いて前記第2時系列データにおける拡張早期の時相を推定する、請求項5に記載の超音波診断装置。   The extreme value detecting unit estimates a time phase in an early stage of expansion in the second time-series data using the time phase at which the first extreme value is detected when detecting the second extreme value. 5. The ultrasonic diagnostic apparatus according to 5. 前記容積情報算出部は、画像データ間のパターンマッチングを含む処理により前記第1関心領域の位置を追跡した結果を用いて、前記容積情報の算出処理を行なう、請求項1に記載の超音波診断装置。   The ultrasonic diagnosis according to claim 1, wherein the volume information calculation unit performs the volume information calculation process using a result of tracking the position of the first region of interest by a process including pattern matching between image data. apparatus. 前記壁運動情報算出部は、画像データ間のパターンマッチングを含む処理により前記第2関心領域の位置を追跡した結果を用いて、前記壁運動情報の算出処理を行なう、請求項1に記載の超音波診断装置。   2. The hypermotion according to claim 1, wherein the wall motion information calculation unit performs the wall motion information calculation processing using a result of tracking the position of the second region of interest by processing including pattern matching between image data. Ultrasonic diagnostic equipment. 前記容積情報算出部は、前記第1関心領域としての内腔境界の位置を検出した結果を用いて、前記容積情報の算出処理を行なう、請求項1に記載の超音波診断装置。   The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the volume information calculation unit performs the volume information calculation process using a result of detecting a position of a lumen boundary as the first region of interest. 前記壁運動情報算出部は、前記第2関心領域としての内腔境界の位置を検出した結果を用いて、前記壁運動情報の算出処理を行なう、請求項1に記載の超音波診断装置。   The ultrasound diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the wall motion information calculation unit performs a calculation process of the wall motion information using a result of detecting a position of a lumen boundary as the second region of interest. 前記壁運動情報算出部は、前記壁運動情報として、歪み及び内膜の面積変化率の少なくとも1つを算出する、請求項1に記載の超音波診断装置。   The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the wall motion information calculation unit calculates at least one of strain and an intima area change rate as the wall motion information. 前記壁運動情報算出部は、前記壁運動情報として、少なくとも、変位を算出する、請求項1に記載の超音波診断装置。   The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the wall motion information calculation unit calculates at least a displacement as the wall motion information. 前記壁運動情報算出部は、前記第2関心領域における壁運動情報として左心室全体の壁運動情報を算出する、請求項1に記載の超音波診断装置。   The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the wall motion information calculation unit calculates wall motion information of the entire left ventricle as wall motion information in the second region of interest. 前記壁運動情報算出部は、前記第2関心領域における壁運動情報として左心室の弁輪部位の壁運動情報を算出する、請求項1に記載の超音波診断装置。   The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the wall motion information calculation unit calculates wall motion information of a valve portion of the left ventricle as wall motion information in the second region of interest. 前記壁運動情報算出部は、前記複数の2次元超音波画像データ群それぞれの壁運動情報の時系列データを平均した時系列データを、前記壁運動情報の時系列データとして算出する、請求項4に記載の超音波診断装置。   The wall motion information calculation unit calculates time series data obtained by averaging time series data of wall motion information of each of the plurality of two-dimensional ultrasound image data groups as time series data of the wall motion information. An ultrasonic diagnostic apparatus according to 1. 前記壁運動情報算出部は、前記複数の2次元超音波画像データ群それぞれに対応する複数の壁運動情報の時系列データを算出し、
前記時間変化率算出部は、前記複数の壁運動情報の時系列データそれぞれから、複数の第2時系列データを算出し、
前記極値検出部は、前記複数の第2時系列データそれぞれで検出した拡張早期における極値を平均した値を、前記第2極値として算出する、請求項4に記載の超音波診断装置。
The wall motion information calculation unit calculates time series data of a plurality of wall motion information corresponding to each of the plurality of two-dimensional ultrasound image data groups,
The time change rate calculating unit calculates a plurality of second time series data from each of the time series data of the plurality of wall motion information,
The ultrasound diagnostic apparatus according to claim 4, wherein the extreme value detection unit calculates, as the second extreme value, a value obtained by averaging the extreme values detected in each of the plurality of second time-series data at an early expansion stage.
前記容積情報算出部は、更に、前記容積情報の時系列データから、左室駆出率及び心筋重量の少なくとも1つを算出する、ことを特徴とする請求項1に記載の超音波診断装置。   The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the volume information calculation unit further calculates at least one of a left ventricular ejection fraction and a myocardial weight from time series data of the volume information. 少なくとも左心室を含む心臓を1心拍以上の期間で超音波走査することで生成された超音波画像データ群を取得する画像取得部と、
前記超音波画像データ群から、前記左心室の第1関心領域における容積情報の時系列データを算出する容積情報算出部と、
前記超音波画像データ群から、前記左心室の第2関心領域における壁運動情報の時系列データを算出する壁運動情報算出部と、
前記容積情報の時系列データから容積情報の時間変化率の時系列データである第1時系列データを算出し、前記壁運動情報の時系列データから壁運動情報の時間変化率の時系列データである第2時系列データを算出する時間変化率算出部と、
前記第1時系列データの拡張早期における極値を第1極値として検出し、前記第2時系列データの拡張早期における極値を第2極値として検出する極値検出部と、
前記第1極値と前記第2極値とを用いて指標値を算出する指標値算出部と、
を備える、画像処理装置。
An image acquisition unit that acquires an ultrasonic image data group generated by ultrasonically scanning a heart including at least the left ventricle in a period of one heartbeat or more;
A volume information calculation unit that calculates time-series data of volume information in the first region of interest of the left ventricle from the ultrasound image data group;
A wall motion information calculating unit that calculates time series data of wall motion information in the second region of interest of the left ventricle from the ultrasound image data group;
First time series data that is time series data of time change rate of volume information is calculated from time series data of volume information, and time series data of time change rate of wall motion information is calculated from time series data of wall motion information. A time change rate calculating unit for calculating certain second time-series data;
An extreme value detection unit that detects an extreme value in the early extension of the first time series data as a first extreme value, and detects an extreme value in the early extension of the second time series data as a second extreme value;
An index value calculation unit that calculates an index value using the first extreme value and the second extreme value;
An image processing apparatus comprising:
画像取得部が、少なくとも左心室を含む心臓を1心拍以上の期間で超音波走査することで生成された超音波画像データ群を取得し、
容積情報算出部が、前記超音波画像データ群から、前記左心室の第1関心領域における容積情報の時系列データを算出し、
壁運動情報算出部が、前記超音波画像データ群から、前記左心室の第2関心領域における壁運動情報の時系列データを算出し、
時間変化率算出部が、前記容積情報の時系列データから容積情報の時間変化率の時系列データである第1時系列データを算出し、前記壁運動情報の時系列データから壁運動情報の時間変化率の時系列データである第2時系列データを算出し、
極値検出部が、前記第1時系列データの拡張早期における極値を第1極値として検出し、前記第2時系列データの拡張早期における極値を第2極値として検出し、
指標値算出部が、前記第1極値と前記第2極値とを用いて指標値を算出する、
ことを含む、画像処理方法。
An image acquisition unit acquires an ultrasonic image data group generated by ultrasonically scanning a heart including at least the left ventricle in a period of one heartbeat or more;
A volume information calculation unit calculates time-series data of volume information in the first region of interest of the left ventricle from the ultrasound image data group,
A wall motion information calculation unit calculates time series data of wall motion information in the second region of interest of the left ventricle from the ultrasound image data group,
The time change rate calculating unit calculates first time series data that is time series data of the time change rate of the volume information from the time series data of the volume information, and the time of the wall motion information from the time series data of the wall motion information Calculate the second time series data that is the time series data of the rate of change,
An extreme value detection unit detects an extreme value in the early expansion of the first time series data as a first extreme value, detects an extreme value in the early expansion of the second time series data as a second extreme value,
An index value calculator calculates an index value using the first extreme value and the second extreme value;
An image processing method.
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